Brevet FR3101768A1 — publié le 20210416

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. CAPTEUR D’IMAGE RADIOLOGIQUE INTRA-ORAL A PIXELS ACTIFS ET PROCEDE DE PRISE D’IMAGE ASSOCIE 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 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 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 : la figure 1, un schéma de fonctionnel de principe d'une détection de début de flash X selon l'invention adapté à un capteur d'image basé sur une structure de pixel actif du type à trois transistors (3T); la figure 2, un schéma synoptique d'un tel capteur d'image à matrice de pixels 3T incluant un dispositif de détection d'un début d'exposition à un flash de rayons X selon l'invention ; la figure 3, un schéma de principe d'un dispositif de détection à amplificateur à transimpédance capacitif ; la figure 4, un chronogramme des signaux de commande d'une phase de détection d'apparition de flash X et d'une séquence de prise d'image dans un capteur d'image à circuit de détection de début de flash X selon l'invention ; la figure 5, un chronogramme des signaux du circuit de détection de début de flash X, et également ceux d'un circuit de détection du même type, utilisé selon l'invention pour détecter une fin de flash X ; la figure 6, un schéma fonctionnel de principe de l'invention appliqué à un pixel actif du type à cinq transistors (5T) au moins ; la figure 7, un schéma-bloc d'un capteur à pixels 3T selon un mode de réalisation de l'invention permettant une détection de début et de fin de flash X; la figure 8, un schéma-bloc d'un capteur à pixels 5T, correspondant à ce mode de réalisation de la figure 7 ; et la figure 9, un chronogramme des signaux de commande pour une prise d'image radiologique selon l'invention incluant une détection de début et de fin de flash X pour respectivement déclencher et arrêter la phase d'intégration d'une séquence de prise d'image radiologique. Capteur d'image radiologique intra-oral en technologie MOS comprenant -une matrice (M-PIX) de pixels photosensibles arrangés en lignes et colonnes, chaque pixel (P ij ) comprenant une photodiode (PH) et des transistors, incluant un transistor d'initialisation (M1) de photodiode connecté entre un nœud de photodiode (KN i ) 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 (Φ ctia ) pour produire périodiquement en sortie de signal (V out-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 (V th1 ). 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 (KN i ) et un transistor de sélection en lecture (M3) connecté en série entre ledit transistor suiveur de tension (M2) et un conducteur de colonne respectif (Col j ) 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 (KN i ) et un nœud de lecture du pixel (SN i ), 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 (Col j ) 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 (Φ ctia ), 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 (d INT , d INTV ) 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 (P ij ) comprenant une photodiode (PH) et des transistors, incluant un transistor d'initialisation (M1) de photodiode connecté entre un nœud de photodiode (KN i ) 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.