eng
Выпуск #2/2013
M. Фарьер, Т. Эщеркирхен, Г. Векслер, А. Мрожек
Широкоформатные кмоп-сенсоры с активными пикселами для цифровой рентгенографии
Широкоформатные кмоп-сенсоры с активными пикселами для цифровой рентгенографии
Просмотры: 3941
Существуют приборы, для которых малые размеры пиксела вовсе не являются необходимым условием успешной работы. КМОП-сенсоры с активным пикселом разработаны для устройств, связанных с регистрацией рентгеновского излучения, в том числе в медицине, в промышленном неразрушающем контроле и рентгеновской кристаллографии. Такие преимущества, как низкий шум считывания (менее 300 электронов), низкий темновой ток, гибкость в реализации КМОП-схемотехники и снижение производственных затрат, повышают конкурентоспособность этих сенсоров.
Теги: cmos active-pixel sensor cmos technology medical radiography nondestructive testing кмоп-сенсоры с активным пикселом кмоп-технологии медицинская радиология неразрушающий контроль
В течение более 100 лет, с момента, когда в медицинскую практику вошла рентгенография, для получения изображения широко использовали фотопленку. Поэтому пленочные технологии определяли систему показателей качества получаемого изображения и возможности его использования для конкретных приложений. Ныне на смену пленочным технологиям пришли приборы с зарядовой связью (ПЗС, или CCD – charge-coupled device), работающие в видимом диапазоне длин волн. Эти приборы успешно внедрены в некоторые научные и медицинские рентгеновские технологии. Конструктивно они встроены в электронно-оптические преобразователи или установлены в коническую волоконно-оптической систему с сцинтиллятором. С появлением плоских панелей, изготовленных по технологии тонкопленочных транзисторов на основе аморфного кремния (a-Si), были разработаны детекторные матрицы с пассивным пикселом. Матрицы из аморфного кремния успешно встраивались в большие стеклянные панели, которые благодаря своим габаритам стали применяться в медицинской рентгенографии грудной клетки. Несмотря на то, что технология производства панелей из аморфного кремния является универсальной и позволяет изготавливать детекторы большого формата, она обладает рядом недостатков: высокий шум считывания (более 1000 электронов), ограничение в размере шага пиксела, невозможность дальнейшего снижения себестоимости производства[8]. Поэтому, хотя ПЗС-сенсоры и обладают высокой производительностью при низком уровне шума, их производство в случае изготовления детекторных панелей большого размера экономически не оправдано.
Для устранения этих ограничений современные сенсоры для цифровой рентгенографии конструируют в виде широкоформатных (VLA – very large area) КМОП-сенсоров (CMOS) с активным пикселом (APS – active pixel sensor). Большие по площади активные области детектора, необходимые для получения широкоформатного рентгеновского изображения, образуют соединенные гранями в большую сенсорную панель активные области нескольких VLA CMOS сенсоров – получается соединение в виде черепичной структуры. Первые упоминания о методе черепичной структуры относятся к концу 1970-х годов, когда их использовали при изготовлении длинных CCD TDI сенсоров. В последующие 1980-е и 1990-е годы метод стал развиваться главным образом применительно к широкоформатным ПЗС-матрицам [2,3]. КМОП-сенсоры большого размера идеально подходят для рентгенографии благодаря технологической возможности получения снимков, удовлетворяющих медицинским требованиям. Это, во-первых, наличие широкой активной площади, во-вторых, получение изображения, имеющего достаточное для диагностики разрешение и, в-третьих, возможность гибкого подхода к конструированию цифровой системы формирования рентгеновского изображения, которую невозможно получить с помощью других сенсорных технологий.
Суть технологии цифровой рентгенографии состоит в том, что проходящее сквозь исследуемые объекты рентгеновское излучение поглощается затем люминофорным покрытием. Люминофор типа оксисульфид гадолиния (Gd2O2S) или йодид цезия (CsI) испускает фотоны с длиной волны в видимом диапазоне, они генерируют фотоэлектроны, которые затем собирает и считывает матрица полупроводниковых фотоприемников. В случае КМОП-сенсоров с активным пикселом заряд электронов преобразуется в напряжение активно-транзисторной цепи, соединенной p-n-переходом детектора. Для получения изображения массив из M×N пикселов, позволяющий преобразовывать заряд в напряжение непосредственно на пикселе, сканируется в параллельном/последовательном режиме. Полученный сигнал выводится на аналого-цифровой преобразователь (АЦП) для дальнейшего накопления и отображения информации.
В большинстве случаев в цифровых рентгеновских системах не применяют оптические линзы, и разрешение определяется в первую очередь размер пятна источника рентгеновского излучения. За исключением рентгеновских систем, в которых применяются микрофокусные источники излучения (а в последнее время – нанофокусные), чаще размер пятна источника излучения превышает 50 мкм. В результате этого можно успешно использовать фотодетекторы большой площади, не требующие выполнения шага пиксела минимального размера.
Один из основных параметров цифровых рентгеновских систем – размер активной области детектора. В медицинских применениях, например в рентгенографии грудной клетки, используют детекторы с большой активной областью (размером от 43 × 43 см) и с относительно низким разрешением (менее 4 пар линий/мм), а в стоматологии сенсоры ограничиваются размером от 20 до 40 мм с каждой стороны с чуть меньшим шагом пиксела (менее 25 мкм). Если радиографический контроль печатных плат могут выполнять детекторы с активной областью 5 × 5 см, то для маммографии требуемый размер активной области должен быть не менее 25 × 30 см. Именно в этом причина отсутствия универсальных сенсоров, отвечающих множеству требований медицинской радиографии – разрешение изображения и соизмеримые с различными размерами активные области. Технология изготовления КМОП-сенсоров с активным пикселом черепичной структуры позволяет получить требуемое разрешение, динамический диапазон, масштабируемость и конкурентоспособную стоимость для широкого спектра применений в цифровой рентгенографии.
В 2000 году Грейв и Веклер разработали технологию изготовления КМОП-матриц для рентгенографии [4], основанную на инновационном дизайне КМОП-сенсора черепичной структуры с активным пикселом. Он обладал следующими характеристиками – шаг пиксела 48 мкм; число пикселов 512 × 1024; размер активной области 25 × 50 мм; полная емкость 2,3 млн. электронов и шум считывания менее 150 электронов. Для создания детекторных панелей с большой активной областью, например для маммографии, применяются аналогичные VLA CMOS сенсоры с шагом пиксела 96 мкм, форматом изображения 512 × 1024 пикселов и активной областью 5 × 10 см. Восемь VLA CMOS сенсоров могут быть собраны в детекторную панель размером 20 × 20 см формата 2048 × 2048 пикселов с получаемым разрешением 5 пар линий/мм [5]. В конечном счете, данная технология может быть использована для создания детекторных панелей размером до 20 × 30 см для применения в неразрушающем контроле и медицинской рентгенографии. Дальнейшие разработки VLA CMOS сенсоров будут ориентированы на улучшение производительности – частота кадров, отклик пикселов, снижение шума и увеличение размеров активной области сенсора.
Конструкция КМОП-сенсора с активным пикселом
На рис. 1 показан КМОП-сенсор с активным пикселом черепичной структуры, благодаря которой три грани активной области сенсора могут быть состыкованы с гранями аналогичных VLA CMOS сенсоров для создания большой рентгеновской детекторной панели. Шаг между пикселами составляет 96 мкм, размер активной области 49,1 × 98,3 мм. Интегрированная на КМОП-кристалле схема обработки сигнала включает в себя цепи смещения, управляющую логику, формирователи синхронизирующих импульсов, регистр адресных строк, усилители и регистр вертикальных строк. Соединение нескольких сенсоров в один детектор большого размера требует размещения регистра адресных строк в центре матрицы, где он занимает активную площадь, равную 1,5 столбца. Пикселы, прилегающие к адресному регистру, масштабируются таким образом, чтобы сохранить интервал целого пиксела. С каждой из трех сторон сенсора область активных пикселов располагается по возможности как можно ближе к краю кристалла (линия скрайбирования). Разрыв (щель) между крайними пикселами соседних сенсоров обычно занимает от 1,0 до 1,5 пикселов, которые можно компенсировать путем масштабирования крайних пикселов до более узкой ширины. На рис. 2 показана фотография VLA CMOS сенсора фирмы Rad-Icon Imaging.
На рис. 3 изображен профиль рентгеновской детекторной панели, собранной из нескольких VLA CMOS сенсоров соединенных друг с другом гранями активных областей. Профиль представляет собой поперечное сечение детекторной панели, металлокерамической подложки, на поверхности которой установлен кристалл КМОП-сенсора с разведенными контактами, оптоволоконной шайбы (устанавливается по требованию клиента), сцинтилляторного экрана, слоя специализированной монтажной пены и оптически-непрозрачной крышки с низким коэффициентом поглощения рентгеновского излучения. КМОП-сенсоры состыкованы друг с другом с точностью до 10 мкм (менее 0,1 пиксела)[6]. Будучи эффективным поглотителем рентгеновского излучения, волоконно-оптическая шайба предохраняет КМОП-сенсор от прямого поглощения рентгеновских фотонов, тем самым снижая уровень шума и повышая квантовую эффективность при высоких пространственных частотах.
При использовании цифровых рентгеновских панелей, ставших катализатором технологии изготовления VLA CMOS сенсоров, состыкованных между собой в черепичную структуру, особое внимание уделяют следующим характерным особенностям конструкции самих сенсоров:
Размер пиксела определяется типом применения, размером пятна источника рентгеновского излучения и технологическими возможностями производства. Для многих применений малые размеры пиксела не являются необходимым условием, ведь для большинства рентгенографических задач достаточно получить разрешение от 2 до 10 пар линий/мм, а для высокого динамического диапазона даже желательна большая полная емкость. Большие пикселы позволяют создавать менее плотное расположение критических технологических слоев сенсора, например металлических проводников, которые, в конечном счете, влияют на выход годной продукции и ее себестоимость.
В большинстве применений, за исключением рентгеноскопии и компьютерной томографии, не требуется скорость считывания выше нескольких кадров в секунду. Схемотехника VLA CMOS сенсоров оптимизирована для работы с тактовой частотой синхронизирующих импульсов 1–2 МГц. Большая паразитная емкость и длинные металлические шины ограничивают работу при высокой тактовой частоте.
Параметры пиксела, в частности топология фотодиода, оптимизированы для достижения эффективного преобразования заряда в напряжение и получения высокой квантовой эффективности при минимизации шума считывания. Добавление схемных элементов для достижения лучшей или более универсальной производительности пиксела, например интегрированная в пиксел функция коррелированной двойной выборки для снижения шума считывания, приводит к усложнению схемотехники, снижению выхода годной продукции и повышению себестоимости сенсора.
Рабочие характеристики КМОП-сенсора с активным пикселом
КМОП-сенсор с активным пикселом работает в видимом диапазоне длин волн. На рис. 4 представлена его спектральная характеристика, полученная при облучении светодиодом с системой узкополосных фильтров. При длине волны 550 нм значение квантовой эффективности QE составляет 47% ± 3%. Глубина p-n-перехода и обедненного слоя КМОП-фотодиода достаточны для захвата значительного количества носителей-электронов, генерируемых фотонами с длиной волны 550 нм при излучении сцинтиллятора. Квантовая эффективность QE также зависит от внутренней структуры фотодиода, которая ограничивает область активного пиксела. Так как открытая апертура пиксела составляет более 85% от всей площади, то необходимость в использовании микролинз отсутствует.
На рис. 5 показаны измеренные отклонения сигнала при различных рабочих частотах. При тактовой частоте 750 кГц скорость передачи данных достигает 1,3 кадр/с, а коэффициент преобразования – 0,21 мкВ/электрон. Измерения темнового тока проводили при различной температуре, его значение вписывается в рамки статистических отклонений, соответствующих удвоенному значению тока утечки для стандартного кремниевого диода. При комнатной температуре среднее значение темнового тока составляет 23 500 электронов/с при среднеквадратичном значении шума 153 электронов/с. На рис. 6 показана гистограмма типового распределения значений темнового тока при комнатной температуре. Неоднородность темнового сигнала составляет 8%, а при комнатной температуре плотность темнового тока равняется 0,41 пA/мм2 в ранних версиях топологии КМОП-сенсора. В более современной конструкции КМОП-сенсора с улучшенной стабилизацией приповерхностных ловушек носителей заряда удалось достичь плотности темнового тока 0,33 пA/мм2.
Линейность отклика в режиме большого сигнала ограничена изменением емкости обедненного слоя, так как заряд большого сигнала сдерживает обедненный слой фотодиода. Максимальный динамический диапазон VLA CMOS сенсора, принимая во внимание шум считывания 250 электронов, составляет 20%∙log(Nmax/Nnoise) = 85,1 дБ. Полезный линейный динамический диапазон составляет 83,7 дБ.
Потребление мощности в VLA CMOS сенсоре определяется главным образом постоянным током, питающим цепи смещения. Относительно низкая тактовая частота синхронизирующих импульсов и малый коэффициент заполнения требуют минимального потребления переменного тока. Таким образом, сенсор потребляет менее 150 мВт при питании 5 В, в этом случае детекторная панель, состоящая из 8 VLA CMOS сенсоров, будет рассеивать менее 1,2 Вт на площади 400 см2. Ниже представлены параметры VLA CMOS сенсора используемого в качестве детектора в рентгеновской панели размером 20 × 20 см.
Технические параметры VLA CMOS сенсора
Технические параметры Типовое значение
Средний темновой ток
(при 21˚С), электронов/с 23 500
Шум считывания
(при 1 кадр/с), электронов 250
Насыщение, электронов 4 500 000
Динамический диапазон, дБ 85
Скорость кадров, кадров/c 1,3
Тактовая частота, кГц 750
Коэффициент преобразования,
мкВ/электрон 0,21
Линейность,% ±1
Квантовая эффективность (при 550 нм), % 45
Напряжение питания, В 5
Ток питания, мА 30
Рассеиваемая мощность, мВт <200
Применение КМОП-сенсора с активным пикселом в цифровой рентгенографии
КМОП-сенсоры с активным пикселом были разработаны для применений, связанных с регистрацией рентгеновского излучения, в том числе в медицине при биопсии тканей, стоматологии, в промышленном неразрушающем контроле и рентгеновской кристаллографии. Каждое из этих применений требует ориентации на различные рабочие характеристики используемого сенсора в зависимости от дозы облучения, уровня энергии рентгеновского излучения и требования к широте динамического диапазона.
Рентгеновское поглощение является функцией от общего объема поглощаемого излучения, проходящего через исследуемый материал, поэтому более высокая эффективность поглощения для типовых GOS-сцинтилляторов требует применения более толстых слоев сцинтилляционного материала. Разрешение рентгеновской детекторной панели зависит от нескольких факторов, одним из которых является толщина сцинтиллятора вследствие изотропного распространения фотонов в сцинтилляционном материале. На рис. 7 показана модуляционная передаточная функция VLA CMOS сенсора, полученная при использовании двух стандартных GOS сцинтилляционных экранов. GOS-экран серии Kodak Min-R 2190 позволяет получить контраст 20% при теоретическом пределе Найквиста из 5 пар линий/мм. Более толстый сцинтиллятор, например серии DRZ Standard или Lanex Fast, способен поглотить большую долю рентгеновских фотонов, и, как следствие, в результате повышения чувствительности детекторной панели будет снижено разрешение получаемого изображения. VLA CMOS сенсор, покрытый сцинтиллятором серии DRZ Standard, позволяет получить контраст 20% при разрешении 2,7 пар линий/мм и контраст менее 5% при разрешении 5 пар линий/мм. На рис.8 для этих типов сцинтилляторов показана зависимость отклика рентгеновской детекторной панели от дозы облучения при энергии рентгеновского излучения 50 кВ.
Специализированное программное обеспечение удаляет нежелательное влияние сигнала темнового тока на получаемое изображение. Процедура предусматривает вычитание усредненного кадра темнового сигнала (dark offset) из каждого кадра с информацией о получаемом изображении. Аналогичным образом удаляются различия в отклике пиксела путем усреднения нескольких кадров с информацией об изображении и использовании алгоритмов коррекции коэффициента усиления для нормализации отклика с каждого отдельного пиксела. Этих двух форм коррекции картинки достаточно, чтобы удалить большинство искажений и дефектов, возникающих на конечном изображении. В отдельных случаях, используя более сложные нелинейные или кусочно-линейные методы многоточечной коррекции, можно практически полностью удалить дефекты изображения, возникшие вследствие изменения линейности отклика сенсора. Простые алгоритмы двухточечной коррекции прекрасно справляются с дефектами отдельных пикселов, горизонтальных и вертикальных строк, однако для корректировки больших дефектов требуются более сложные алгоритмы.
На рис. 9 и 10 показаны рентгеновские изображения, полученные с помощью рентгеновской детекторной панели, состоящей из нескольких VLA CMOS сенсоров. Для обработки изображений использовалась коррекция темнового тока, нормализация коэффициента усиления и коррекция отдельных пикселов. На рис. 9 представлено изображение объекта, полученное методом рентгеновского неразрушающего контроля, в котором необходимо обнаружить оборванные проводники, дефекты пайки, неполного травления печатной платы. На рис. 10 представлено изображение биологического образца, для изучения которого требуется высокое значение соотношения сигнал-шум. Тогда можно обнаружить малые дефекты, которые имеют небольшие изменения плотности или, в случае медицинского применения, повреждения, переломы или включение в тело образца инородных объектов. На этом рисунке хорошо виден заметный контраст между мягкими тканями и плотными костями рыбного скелета. Это действительно так, даже несмотря на то, что контраст между сигналами, отвечающими за получение изображения костей и окружающей их биомассы, составляет только 1,09:1.
VLA CMOS сенсоры могут быть состыкованы в рентгеновскую детекторную панель с размером активной области 20 × 30 см и даже более, которая в сочетании с соответствующим типом сцинтиллятора позволит получить малошумящее цифровое изображение высокого качества для медицины, стоматологии, промышленных и научных применений. Будущие разработки VLA CMOS сенсоров будут ориентированы на повышение частоты кадров, снижение шума считывания и улучшение работы интегрированной схемы обработки сигнала. Радиационная стойкость, особенно это касается высоких энергий рентгеновского излучения (более 160 кэВ), может быть достигнута при использовании материалов поглощающих излучение, например волоконно-оптических шайб, а также оптимизацией конструкции КМОП-сенсора. Такие преимущества, как низкий шум считывания (менее 300 электронов), низкий темновой ток, гибкость в реализации КМОП-схемотехники и снижение производственных затрат повышают конкурентоспособность VLA CMOS сенсоров среди цифровых детекторных панелей малых (менее 10 × 10 см) и среднеформатных (менее 30 × 30 см) размеров.
Литература
Weisfield R.L., Bennett N.R. Electronic noise analysis of a 127 µm pixel TFT/photodiode array. – Proc. Med. Imag.: Phys. Med. Imag., 2001, p. 209–218.
Bradley W.C., Ibrahim A.A. 10 240 pixel focal plane with five butted 2,048×96 element TDI CCDs. – Proc. Semin.: Airborne Reconnaissance IV , Washington, DC, Apr. 17–18, 1979, p. 72–80.
Janesick J., Elliott T. History and Advancement of Large Array Sci- entific CCD Imagers. – San Francisco, CA: Astron. Soc. Pacific, 1992, v. 23, p. 1.
Graeve T., Weckler G. P. High-resolution CMOS imaging detector. – Proc. SPIE, 2001, v. 4320, p. 68–76.
SkiaGraph8 Very Large Area X-Ray Camera, Rad-icon Imag. Corp., Sunnyvale, CA, 2008. Data Sheet. [Online], www.rad- icon.com
Yun S. M., Lim C. H., Kim H. K., Graeve T., Cunningham I. Signal and noise characteristics induced by unattenuated X-rays from a scin- tillator in indirect-conversion CMOS photodiode array detectors. – IEEE Trans. Nucl. Sci., Jun. 2009, v. 56, № 3, p. 1121–1128.
Для устранения этих ограничений современные сенсоры для цифровой рентгенографии конструируют в виде широкоформатных (VLA – very large area) КМОП-сенсоров (CMOS) с активным пикселом (APS – active pixel sensor). Большие по площади активные области детектора, необходимые для получения широкоформатного рентгеновского изображения, образуют соединенные гранями в большую сенсорную панель активные области нескольких VLA CMOS сенсоров – получается соединение в виде черепичной структуры. Первые упоминания о методе черепичной структуры относятся к концу 1970-х годов, когда их использовали при изготовлении длинных CCD TDI сенсоров. В последующие 1980-е и 1990-е годы метод стал развиваться главным образом применительно к широкоформатным ПЗС-матрицам [2,3]. КМОП-сенсоры большого размера идеально подходят для рентгенографии благодаря технологической возможности получения снимков, удовлетворяющих медицинским требованиям. Это, во-первых, наличие широкой активной площади, во-вторых, получение изображения, имеющего достаточное для диагностики разрешение и, в-третьих, возможность гибкого подхода к конструированию цифровой системы формирования рентгеновского изображения, которую невозможно получить с помощью других сенсорных технологий.
Суть технологии цифровой рентгенографии состоит в том, что проходящее сквозь исследуемые объекты рентгеновское излучение поглощается затем люминофорным покрытием. Люминофор типа оксисульфид гадолиния (Gd2O2S) или йодид цезия (CsI) испускает фотоны с длиной волны в видимом диапазоне, они генерируют фотоэлектроны, которые затем собирает и считывает матрица полупроводниковых фотоприемников. В случае КМОП-сенсоров с активным пикселом заряд электронов преобразуется в напряжение активно-транзисторной цепи, соединенной p-n-переходом детектора. Для получения изображения массив из M×N пикселов, позволяющий преобразовывать заряд в напряжение непосредственно на пикселе, сканируется в параллельном/последовательном режиме. Полученный сигнал выводится на аналого-цифровой преобразователь (АЦП) для дальнейшего накопления и отображения информации.
В большинстве случаев в цифровых рентгеновских системах не применяют оптические линзы, и разрешение определяется в первую очередь размер пятна источника рентгеновского излучения. За исключением рентгеновских систем, в которых применяются микрофокусные источники излучения (а в последнее время – нанофокусные), чаще размер пятна источника излучения превышает 50 мкм. В результате этого можно успешно использовать фотодетекторы большой площади, не требующие выполнения шага пиксела минимального размера.
Один из основных параметров цифровых рентгеновских систем – размер активной области детектора. В медицинских применениях, например в рентгенографии грудной клетки, используют детекторы с большой активной областью (размером от 43 × 43 см) и с относительно низким разрешением (менее 4 пар линий/мм), а в стоматологии сенсоры ограничиваются размером от 20 до 40 мм с каждой стороны с чуть меньшим шагом пиксела (менее 25 мкм). Если радиографический контроль печатных плат могут выполнять детекторы с активной областью 5 × 5 см, то для маммографии требуемый размер активной области должен быть не менее 25 × 30 см. Именно в этом причина отсутствия универсальных сенсоров, отвечающих множеству требований медицинской радиографии – разрешение изображения и соизмеримые с различными размерами активные области. Технология изготовления КМОП-сенсоров с активным пикселом черепичной структуры позволяет получить требуемое разрешение, динамический диапазон, масштабируемость и конкурентоспособную стоимость для широкого спектра применений в цифровой рентгенографии.
В 2000 году Грейв и Веклер разработали технологию изготовления КМОП-матриц для рентгенографии [4], основанную на инновационном дизайне КМОП-сенсора черепичной структуры с активным пикселом. Он обладал следующими характеристиками – шаг пиксела 48 мкм; число пикселов 512 × 1024; размер активной области 25 × 50 мм; полная емкость 2,3 млн. электронов и шум считывания менее 150 электронов. Для создания детекторных панелей с большой активной областью, например для маммографии, применяются аналогичные VLA CMOS сенсоры с шагом пиксела 96 мкм, форматом изображения 512 × 1024 пикселов и активной областью 5 × 10 см. Восемь VLA CMOS сенсоров могут быть собраны в детекторную панель размером 20 × 20 см формата 2048 × 2048 пикселов с получаемым разрешением 5 пар линий/мм [5]. В конечном счете, данная технология может быть использована для создания детекторных панелей размером до 20 × 30 см для применения в неразрушающем контроле и медицинской рентгенографии. Дальнейшие разработки VLA CMOS сенсоров будут ориентированы на улучшение производительности – частота кадров, отклик пикселов, снижение шума и увеличение размеров активной области сенсора.
Конструкция КМОП-сенсора с активным пикселом
На рис. 1 показан КМОП-сенсор с активным пикселом черепичной структуры, благодаря которой три грани активной области сенсора могут быть состыкованы с гранями аналогичных VLA CMOS сенсоров для создания большой рентгеновской детекторной панели. Шаг между пикселами составляет 96 мкм, размер активной области 49,1 × 98,3 мм. Интегрированная на КМОП-кристалле схема обработки сигнала включает в себя цепи смещения, управляющую логику, формирователи синхронизирующих импульсов, регистр адресных строк, усилители и регистр вертикальных строк. Соединение нескольких сенсоров в один детектор большого размера требует размещения регистра адресных строк в центре матрицы, где он занимает активную площадь, равную 1,5 столбца. Пикселы, прилегающие к адресному регистру, масштабируются таким образом, чтобы сохранить интервал целого пиксела. С каждой из трех сторон сенсора область активных пикселов располагается по возможности как можно ближе к краю кристалла (линия скрайбирования). Разрыв (щель) между крайними пикселами соседних сенсоров обычно занимает от 1,0 до 1,5 пикселов, которые можно компенсировать путем масштабирования крайних пикселов до более узкой ширины. На рис. 2 показана фотография VLA CMOS сенсора фирмы Rad-Icon Imaging.
На рис. 3 изображен профиль рентгеновской детекторной панели, собранной из нескольких VLA CMOS сенсоров соединенных друг с другом гранями активных областей. Профиль представляет собой поперечное сечение детекторной панели, металлокерамической подложки, на поверхности которой установлен кристалл КМОП-сенсора с разведенными контактами, оптоволоконной шайбы (устанавливается по требованию клиента), сцинтилляторного экрана, слоя специализированной монтажной пены и оптически-непрозрачной крышки с низким коэффициентом поглощения рентгеновского излучения. КМОП-сенсоры состыкованы друг с другом с точностью до 10 мкм (менее 0,1 пиксела)[6]. Будучи эффективным поглотителем рентгеновского излучения, волоконно-оптическая шайба предохраняет КМОП-сенсор от прямого поглощения рентгеновских фотонов, тем самым снижая уровень шума и повышая квантовую эффективность при высоких пространственных частотах.
При использовании цифровых рентгеновских панелей, ставших катализатором технологии изготовления VLA CMOS сенсоров, состыкованных между собой в черепичную структуру, особое внимание уделяют следующим характерным особенностям конструкции самих сенсоров:
Размер пиксела определяется типом применения, размером пятна источника рентгеновского излучения и технологическими возможностями производства. Для многих применений малые размеры пиксела не являются необходимым условием, ведь для большинства рентгенографических задач достаточно получить разрешение от 2 до 10 пар линий/мм, а для высокого динамического диапазона даже желательна большая полная емкость. Большие пикселы позволяют создавать менее плотное расположение критических технологических слоев сенсора, например металлических проводников, которые, в конечном счете, влияют на выход годной продукции и ее себестоимость.
В большинстве применений, за исключением рентгеноскопии и компьютерной томографии, не требуется скорость считывания выше нескольких кадров в секунду. Схемотехника VLA CMOS сенсоров оптимизирована для работы с тактовой частотой синхронизирующих импульсов 1–2 МГц. Большая паразитная емкость и длинные металлические шины ограничивают работу при высокой тактовой частоте.
Параметры пиксела, в частности топология фотодиода, оптимизированы для достижения эффективного преобразования заряда в напряжение и получения высокой квантовой эффективности при минимизации шума считывания. Добавление схемных элементов для достижения лучшей или более универсальной производительности пиксела, например интегрированная в пиксел функция коррелированной двойной выборки для снижения шума считывания, приводит к усложнению схемотехники, снижению выхода годной продукции и повышению себестоимости сенсора.
Рабочие характеристики КМОП-сенсора с активным пикселом
КМОП-сенсор с активным пикселом работает в видимом диапазоне длин волн. На рис. 4 представлена его спектральная характеристика, полученная при облучении светодиодом с системой узкополосных фильтров. При длине волны 550 нм значение квантовой эффективности QE составляет 47% ± 3%. Глубина p-n-перехода и обедненного слоя КМОП-фотодиода достаточны для захвата значительного количества носителей-электронов, генерируемых фотонами с длиной волны 550 нм при излучении сцинтиллятора. Квантовая эффективность QE также зависит от внутренней структуры фотодиода, которая ограничивает область активного пиксела. Так как открытая апертура пиксела составляет более 85% от всей площади, то необходимость в использовании микролинз отсутствует.
На рис. 5 показаны измеренные отклонения сигнала при различных рабочих частотах. При тактовой частоте 750 кГц скорость передачи данных достигает 1,3 кадр/с, а коэффициент преобразования – 0,21 мкВ/электрон. Измерения темнового тока проводили при различной температуре, его значение вписывается в рамки статистических отклонений, соответствующих удвоенному значению тока утечки для стандартного кремниевого диода. При комнатной температуре среднее значение темнового тока составляет 23 500 электронов/с при среднеквадратичном значении шума 153 электронов/с. На рис. 6 показана гистограмма типового распределения значений темнового тока при комнатной температуре. Неоднородность темнового сигнала составляет 8%, а при комнатной температуре плотность темнового тока равняется 0,41 пA/мм2 в ранних версиях топологии КМОП-сенсора. В более современной конструкции КМОП-сенсора с улучшенной стабилизацией приповерхностных ловушек носителей заряда удалось достичь плотности темнового тока 0,33 пA/мм2.
Линейность отклика в режиме большого сигнала ограничена изменением емкости обедненного слоя, так как заряд большого сигнала сдерживает обедненный слой фотодиода. Максимальный динамический диапазон VLA CMOS сенсора, принимая во внимание шум считывания 250 электронов, составляет 20%∙log(Nmax/Nnoise) = 85,1 дБ. Полезный линейный динамический диапазон составляет 83,7 дБ.
Потребление мощности в VLA CMOS сенсоре определяется главным образом постоянным током, питающим цепи смещения. Относительно низкая тактовая частота синхронизирующих импульсов и малый коэффициент заполнения требуют минимального потребления переменного тока. Таким образом, сенсор потребляет менее 150 мВт при питании 5 В, в этом случае детекторная панель, состоящая из 8 VLA CMOS сенсоров, будет рассеивать менее 1,2 Вт на площади 400 см2. Ниже представлены параметры VLA CMOS сенсора используемого в качестве детектора в рентгеновской панели размером 20 × 20 см.
Технические параметры VLA CMOS сенсора
Технические параметры Типовое значение
Средний темновой ток
(при 21˚С), электронов/с 23 500
Шум считывания
(при 1 кадр/с), электронов 250
Насыщение, электронов 4 500 000
Динамический диапазон, дБ 85
Скорость кадров, кадров/c 1,3
Тактовая частота, кГц 750
Коэффициент преобразования,
мкВ/электрон 0,21
Линейность,% ±1
Квантовая эффективность (при 550 нм), % 45
Напряжение питания, В 5
Ток питания, мА 30
Рассеиваемая мощность, мВт <200
Применение КМОП-сенсора с активным пикселом в цифровой рентгенографии
КМОП-сенсоры с активным пикселом были разработаны для применений, связанных с регистрацией рентгеновского излучения, в том числе в медицине при биопсии тканей, стоматологии, в промышленном неразрушающем контроле и рентгеновской кристаллографии. Каждое из этих применений требует ориентации на различные рабочие характеристики используемого сенсора в зависимости от дозы облучения, уровня энергии рентгеновского излучения и требования к широте динамического диапазона.
Рентгеновское поглощение является функцией от общего объема поглощаемого излучения, проходящего через исследуемый материал, поэтому более высокая эффективность поглощения для типовых GOS-сцинтилляторов требует применения более толстых слоев сцинтилляционного материала. Разрешение рентгеновской детекторной панели зависит от нескольких факторов, одним из которых является толщина сцинтиллятора вследствие изотропного распространения фотонов в сцинтилляционном материале. На рис. 7 показана модуляционная передаточная функция VLA CMOS сенсора, полученная при использовании двух стандартных GOS сцинтилляционных экранов. GOS-экран серии Kodak Min-R 2190 позволяет получить контраст 20% при теоретическом пределе Найквиста из 5 пар линий/мм. Более толстый сцинтиллятор, например серии DRZ Standard или Lanex Fast, способен поглотить большую долю рентгеновских фотонов, и, как следствие, в результате повышения чувствительности детекторной панели будет снижено разрешение получаемого изображения. VLA CMOS сенсор, покрытый сцинтиллятором серии DRZ Standard, позволяет получить контраст 20% при разрешении 2,7 пар линий/мм и контраст менее 5% при разрешении 5 пар линий/мм. На рис.8 для этих типов сцинтилляторов показана зависимость отклика рентгеновской детекторной панели от дозы облучения при энергии рентгеновского излучения 50 кВ.
Специализированное программное обеспечение удаляет нежелательное влияние сигнала темнового тока на получаемое изображение. Процедура предусматривает вычитание усредненного кадра темнового сигнала (dark offset) из каждого кадра с информацией о получаемом изображении. Аналогичным образом удаляются различия в отклике пиксела путем усреднения нескольких кадров с информацией об изображении и использовании алгоритмов коррекции коэффициента усиления для нормализации отклика с каждого отдельного пиксела. Этих двух форм коррекции картинки достаточно, чтобы удалить большинство искажений и дефектов, возникающих на конечном изображении. В отдельных случаях, используя более сложные нелинейные или кусочно-линейные методы многоточечной коррекции, можно практически полностью удалить дефекты изображения, возникшие вследствие изменения линейности отклика сенсора. Простые алгоритмы двухточечной коррекции прекрасно справляются с дефектами отдельных пикселов, горизонтальных и вертикальных строк, однако для корректировки больших дефектов требуются более сложные алгоритмы.
На рис. 9 и 10 показаны рентгеновские изображения, полученные с помощью рентгеновской детекторной панели, состоящей из нескольких VLA CMOS сенсоров. Для обработки изображений использовалась коррекция темнового тока, нормализация коэффициента усиления и коррекция отдельных пикселов. На рис. 9 представлено изображение объекта, полученное методом рентгеновского неразрушающего контроля, в котором необходимо обнаружить оборванные проводники, дефекты пайки, неполного травления печатной платы. На рис. 10 представлено изображение биологического образца, для изучения которого требуется высокое значение соотношения сигнал-шум. Тогда можно обнаружить малые дефекты, которые имеют небольшие изменения плотности или, в случае медицинского применения, повреждения, переломы или включение в тело образца инородных объектов. На этом рисунке хорошо виден заметный контраст между мягкими тканями и плотными костями рыбного скелета. Это действительно так, даже несмотря на то, что контраст между сигналами, отвечающими за получение изображения костей и окружающей их биомассы, составляет только 1,09:1.
VLA CMOS сенсоры могут быть состыкованы в рентгеновскую детекторную панель с размером активной области 20 × 30 см и даже более, которая в сочетании с соответствующим типом сцинтиллятора позволит получить малошумящее цифровое изображение высокого качества для медицины, стоматологии, промышленных и научных применений. Будущие разработки VLA CMOS сенсоров будут ориентированы на повышение частоты кадров, снижение шума считывания и улучшение работы интегрированной схемы обработки сигнала. Радиационная стойкость, особенно это касается высоких энергий рентгеновского излучения (более 160 кэВ), может быть достигнута при использовании материалов поглощающих излучение, например волоконно-оптических шайб, а также оптимизацией конструкции КМОП-сенсора. Такие преимущества, как низкий шум считывания (менее 300 электронов), низкий темновой ток, гибкость в реализации КМОП-схемотехники и снижение производственных затрат повышают конкурентоспособность VLA CMOS сенсоров среди цифровых детекторных панелей малых (менее 10 × 10 см) и среднеформатных (менее 30 × 30 см) размеров.
Литература
Weisfield R.L., Bennett N.R. Electronic noise analysis of a 127 µm pixel TFT/photodiode array. – Proc. Med. Imag.: Phys. Med. Imag., 2001, p. 209–218.
Bradley W.C., Ibrahim A.A. 10 240 pixel focal plane with five butted 2,048×96 element TDI CCDs. – Proc. Semin.: Airborne Reconnaissance IV , Washington, DC, Apr. 17–18, 1979, p. 72–80.
Janesick J., Elliott T. History and Advancement of Large Array Sci- entific CCD Imagers. – San Francisco, CA: Astron. Soc. Pacific, 1992, v. 23, p. 1.
Graeve T., Weckler G. P. High-resolution CMOS imaging detector. – Proc. SPIE, 2001, v. 4320, p. 68–76.
SkiaGraph8 Very Large Area X-Ray Camera, Rad-icon Imag. Corp., Sunnyvale, CA, 2008. Data Sheet. [Online], www.rad- icon.com
Yun S. M., Lim C. H., Kim H. K., Graeve T., Cunningham I. Signal and noise characteristics induced by unattenuated X-rays from a scin- tillator in indirect-conversion CMOS photodiode array detectors. – IEEE Trans. Nucl. Sci., Jun. 2009, v. 56, № 3, p. 1121–1128.
Отзывы читателей
