Широкоформатные КМОП сенсоры
Широкоформатные КМОП сенсоры с активными пикселями для цифровой рентгенографии
Для устранения ограничений современных сенсорных технологий была разработана технология изготовления широкоформатных (VLA – very large area) КМОП сенсоров (CMOS) с активным пикселем (APS – active pixel sensor) для применения в цифровой рентгенографии. Большие активные области детектора необходимые для получения широкоформатного рентгеновского изображения изготавливаются посредством черепичной структуры - соединение гранями активных областей нескольких VLA CMOS сенсоров в большую сенсорную панель. Впервые этот метод черепичной структуры стал известен в конце 1970-х при изготовлении длинных CCD TDI сенсоров, и в последствие продолжил свое развитие в 1980-х и 1990-х годах, главным образом применительно к широкоформатным CCD матрицам. КМОП сенсоры большого размера идеально подходят для использования в рентгенографии благодаря технологической возможности изготовления широкой активной площади, соответствию требованиям медицинской рентгенографии и гибкости в реализации конструкции цифровой системы получения рентгеновского изображения, которую невозможно получить, применяя другие сенсорные технологии.
Цифровая рентгенография основана на прохождении рентгеновского излучения через исследуемые объекты и его поглощении люминофорными покрытиями, такими как оксисульфид гадолиния (Gd2O2S) или йодид цезия (CsI). Люминофоры испускают фотоны в видимом диапазоне длин волн, генерирующие фотоэлектроны собранные и считанные матрицей полупроводниковых фотоприемников. В случае КМОП сенсоров с активным пикселем заряд электронов преобразуется в напряжение активно-транзисторной цепи соединенной pn-переходом детектора. Для получения изображения массив из MxN пикселей, позволяющий преобразовывать заряд в напряжение непосредственно на пикселе, сканируется в параллельном/последовательном режиме, и полученный сигнал выводится на аналого-цифровой преобразователь (АЦП) для дальнейшего накопления и отображения информации.
На рис. 1 и 2 показан VLA CMOS сенсор 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 пикселями составляет 96 мкм, размер активной области 49,1х98,3 мм. Интегрированная на кристалле КМОП 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 одну панель требует размещения регистра адресных строк в центре матрицы, где он занимает активную площадь равную 1,5 столбца. Пиксели, прилегающие к адресному регистру, масштабируются таким образом, чтобы сохранить интервал целого пикселя. С каждой из трех сторон сенсора область активных пикселей располагается по возможности как можно ближе к краю кристалла (линия скрайбирования). Разрыв (щель) между крайними пикселями соседних сенсоров обычно занимает от 1,0 до 1,5 пикселей, которые можно компенсировать путем масштабирования крайних пикселей до более узкой ширины. На рис. 2 показана фотография VLA CMOS сенсора фирмы Rad-Icon Imaging.
- Размер пикселя определяется типом применения, размером пятна источника рентгеновского излучения и технологическими возможностями производства. Пиксели малых размеров не являются необходимыми для многих применений, т.к. для большинства рентгенографических задач достаточно получение разрешения 2-10 пар линий/мм, а для высокого динамического диапазона более желательна большая полная емкость. Большие пиксели позволяют создавать менее плотное расположение технологических слоев сенсора, например металлические проводники, которые в конечном счете влияют на выход годной продукции и ее себестоимость.
- В большинстве применений, за исключением рентгеноскопии и компьютерной томографии, не требуются скорости более 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 пикселя, 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 пикселя, например интегрированная в пиксель функция коррелированной двойной выборки для снижения шума считывания, приводит к усложнению схемотехники, снижению выхода годной продукции и повышению себестоимости.
На рис. 4 представлена спектральная характеристика VLA CMOS сенсора полученная при облучении светодиодом для создания узкополосного освещения. При длине волны 550 нм значение квантовой эффективности QE составляет 47% ± 3%. Глубина pn-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 пикселя. Т.к. открытая апертура пикселя составляет более 85%, то отсутствует необходимость в применении микролинз.
На рис. 5 показаны измеренные отклонения сигнала при различных рабочих частотах. При тактовой частоте 750 кГц достигается скорость передачи данных 1,3 кадра/сек и коэффициент преобразования 0,21 мкВ/электрон. Измерения темнового тока проводились при различной температуре, и его значение вписывается в статистические рамки, соответствующие удвоенному значению тока утечки для стандартного кремниевого диода. При комнатной температуре среднее значение темнового тока составляет 23 500 электрон/сек при среднеквадратичном значении шума 153 электрон/сек.
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 фотодетекторная панель, состоящая из 8 VLA CMOS сенсоров будет рассеивать менее 1,2 Вт на площади 400 см2. В таблице кратко представлены параметры VLA CMOS сенсора используемого в качестве детектора в рентгенографической панели размером 20х20 см.
Рентгеновского поглощение является функцией от общего объема поглощаемого излучения, проходящего через исследуемый материал, поэтому более высокая эффективность поглощения для типовых гадоллиниевых сцинтилляторов требует применения более толстых слоев сцинтилляционного материала. Разрешение рентгеновской камеры 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 гадоллиниевых сцинтилляционных экранов. Гадоллиниевый 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 камеры 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 менее 5% при разрешении 5 пар линий/мм. На рис. 8 для этих типов сцинтилляторов показана зависимость отклика рентгеновской камеры от дозы облучения при энергии рентгеновского излучения 50 кВ.
На рис. 9 и 10 показаны рентгеновские изображения полученные с помощью детекторной панели, состоящей из нескольких VLA CMOS сенсоров. Для обработки изображений использовалась коррекция темнового тока, нормализация коэффициента усиления и коррекция отдельных пикселей. На рис. 9 показано изображение полученное методом рентгеновского неразрушающего контроля с целью обнаружения оборванных проводников, дефектов пайки, неполного травления печатной платы. На рис. 10 представлено изображение биологического образца, требующего высокого значения соотношения сигнал-шум для обнаружения малых дефектов, которые имеют небольшие изменения плотности или, в случае медицинского применения, повреждений, переломов и наличия инородных объектов. На этом рисунке хорошо виден заметный контраст между мягкими тканями и плотными костями рыбного скелета. Это действительно так, даже не смотря на то, что контраст между сигналами, отвечающими за получение изображения костей и окружающей их биомассы, составляет только 1,09:1.
