Trong bài viết trước, chúng tôi đã trình bày cơ cấu và nguyên lý vận hành cơ bản của bộ cảm biến X-quang tích hợp [1]. Công nghệ đơn tinh thể silic và CMOS được dùng để chế tạo  tẩt cả các thành phần của bộ cảm biến kể cả quang điốt, tranzito, bộ biến đổi A/D, bộ ghi dịch, nút khơi động lại, và bộ khuếch đại. Trong cùng một bộ cảm biến, hai chức năng cũng có thể vận hành nhằm tạo sự thuận lợi cho bác sĩ X quang và nhân viên y tế: radiography (static, hình đứng yên) và fluoroscopy (dynamic, hình di động). Với fluoroscopic imaging, hình được đọc ra nhanh hơn với độ phân giải thấp hơn; trong khi đó với radiographic imaging, hình đọc ra chậm hơn nhưng độ phân giải lại cao hơn.  

1. Fluoroscopy là gì?

“Fluoroscopy” có nghĩa là nội soi huỳnh quang. Thuật ngữ này ghép lại từ hai cụm từ “fluoro –huỳnh quang”  và “scopy- nhìn bên trong”. Để đối chiếu, thuật ngữ “radiography” chúng tôi dùng trong những bài viết trước ghép lại từ hai cụm từ “radio-chiếu xạ (radiation)”  và “graphy-ghi khắc lại dữ liệu” có nghĩa là ghi lại dữ liệu chiếu xạ. Thomas Edison sáng tạo ra thuật ngữ “fluoroscopy” này vào năm 1896, một năm sau khi Wilhelm Rontgen’s khám phá ra tia X [2].

Fluoroscopy là một kỹ thuật dùng để chẩn đoán hoặc chữa trị bệnh nhân bằng cách cho thấy chuyển động của một bộ phận cơ thể như mạch máu, khớp xương, đường tiết niệu, tim, ngực, bộ phận hô hấp và sinh sản. Tùy theo trường hợp, chất nhuộm hay chất tương phản có thể dùng nhằm giúp việc theo dõi sự đi động của các bộ phận trong cơ thể trở nên dễ dàng và hiệu quả hơn. Bác sĩ X quang khảo sát hình di động với chùm X quang chiếu liên tục giống như đang xem một cuộn phim X-quang.  Fluoroscopy dùng trong việc chụp hình X-quang ngực thường được gọi là “chest fluoroscopy”.

Qua nhiều năm, fluoroscopy dùng ống tăng cường ảnh (image intensifier) hay máy chụp hình để chụp hình X-quang; hiện tại những linh kiện điện tử này được thay thế bằng bộ cảm biến màn hình phẳng.  

2. Bộ cảm biến X quang tích hợp có thể dùng cho cả fluoroscopy và radiography

2.1 Cấu trúc và nguyên lý hoạt động của  bộ cảm biến X-quang tích hợp

Hình 1 biểu hiện cấu trúc của bộ cảm biến X-quang tích hợp với nhiều đơn vị cảm biến modules ghép trùng khít cạnh bên nhau trên một tấm nền chung [1]. Chất cảm biến hoặc chất quang dẫn (photoconductor) như amorphous selenium nằm trên một dàn hàng với hàng triệu vô định hình silic tranzito (amorphous silicon thin film transistors) để cảm biến trực tiếp lượng X- quang. Lượng tử (photons) của X-quang sẽ chuyển thành điện tích. Thuật ngữ để ám chỉ qui trình biến đổi trực tiếp từ X- quang sang điện tích được gọi là “direct conversion”. Chất cảm biến cũng có thể là  cesium iodine hợp thêm với tạp chất thallium (CsI:Tl) hay gadolinium oxysulfide thêm với tạp chất terbium (GdOS:Tb) để biến X- quang thành quang phổ nhìn thấy. Thuật ngữ để ám chỉ qui trình biến đổi từ X- quang qua quang phổ rồi sang điện tích được gọi là “indirect conversion”. Lượng quang phổ tỉ lệ với lượng X- quang được cảm biến với quang điốt (photodiode) và điện tích đạt được sẽ được truyền đạt đến các mạch điện chung quanh.

Trong bộ cảm biến tích hợp này, các bo mạch chủ nằm ở phía sau của tấm nền chính; Những cột ghim (pins)  có thể gỡ ra từng cái một và nối lại với ỗ cắm trong tấm nền chính để dùng trong những công đoạn như burn-in,  reworks và đo đạt.  

Hình 1. Hình nhìn ngang của bộ cảm biến với nhiều đơn vị cảm biến modules. 

 2.2 Phôtpho có cấu trúc (structured phosphor)

Phốtpho có cấu trúc có thể giảm thiểu sự phân tán ánh sáng; thêm vào đó, lớp phản xạ bằng kim thuộc như nhôm, bạc trên tường chắn của từng vùng phốtpho dùng để chặn ánh sáng lại bên trong, nhằm tăng số lượng quang tử, đưa đến nhiều tín hiệu điện tử đạt được và hình chụp sẽ rõ nét hơn [3]. Có nhiều phương pháp để tạo phốtpho có cấu trúc: i) dùng khuôn mẫu (mold); (ii) dùng tia laze và (iii) dùng phương pháp chế tạo bay bốc nhiệt (evaporation technique) để chế tạo lớp phôtpho. Riêng về trường hợp của chất cesium iodine hơp với tạp chất thallium (CsI:Tl), chất này có một tính chất rất đặc thù là lớp màn mỏng này tự nó đã có cấu trúc hình trụ (columnar structure) với đường kính khoảng 10 µm hay nhỏ hơn tùy theo điều kiện chế tạo.

Thường thì phôtpho có cấu trúc cần thiết trong trường hợp chụp hình quang tuyến dùng kỹ thuật số với “indirect conversion”, chớ ít cần đối với trường hợp “direct conversion”. Lý do là với chất quang dẫn amorphous selenium, điện tích từ X- quang có thể truyền tải trực tiếp dưới ảnh hưởng của điện trường, nên độ phân tán nhỏ. (Hình 2 và Hình 3) [3]. 

Hình 2. (a): Quá trính chế tạo phốtpho có cấu trúc;  (b), (c): Hình SEM của lớp phôtpho có cấu trúc được chế tạo bằng cách dùng khuôn mẫu (molding technique) và (d): Hình SEM của lớp phôtpho chế tạo bằng cách quét tia laze trên lớp phôtpho để tạo cấu trúc với kích cỡ mong muốn. Mỗi ô trong hình có kích cỡ từ 70 x70 to 100 µm x 100 µm. 

Chúng ta hãy cùng khảo sát Hình 2 và Hình 3.

Hình 2:  (a) Dùng khuôn mẫu (the molding technique): Trước tiên tạo một cái khuôn mẫu (mold) có những mẫu hình và kích cỡ muốn thực hiện; lấp đầy cái khuôn với phôtpho; xong tách lớp phôtpho khỏi cái khuôn. Lớp phôtpho bây giờ sẽ có những mẫu hình ngược lại với mẫu hình trong cái khuôn (hình lồi trở thành hình lõm; hay “father vs mother” như thuật ngữ thường dùng trong công nghệ compact disc). Tiếp theo sau đó, một lớp màn mỏng phản xạ như bạc hay nhôm sẽ được phủ lên bức tường chắn ngăn cách những vùng phôtpho. Tùy theo phương án lựa chọn và để có thể gia tăng hiệu xuất và vùng chiếm của phôtpho, chúng ta có thể phủ thêm một lớp phôtpho nữa. Lớp phôtpho này có thể cùng loại hay khác loại với lớp phôtpho ban đầu. Hình 4a biểu hiện hình của “khuôn phôtpho” với những bức tường chắn làm bắng phôtpho. Trong khi đó, hình 4b and 4c biểu hiện hình SEM của gadolinium oxysulfide hợp với tạp chất terbium (GdOS:Tb) dùng như phôtpho có cấu trúc. Hai lớp phosphor có thể cùng loại hay khác loại (Hình 2c). Cũng có thể dùng một lớp phốtpho không thôi; trong trường hợp này khoảng ngăn cách giữa hai vùng phosphor sẽ phải rất nhỏ (ngược với mô hình 4a). Phôtpho có  cấu trúc cũng có thể tạo nên bằng cách dùng tia laze để tạo khoảng cách ngăn trên tấm phốtpho (hình 2d). [3].

Hình 3 biều hiện quy trình căn bản để chế tạo compact dic (CD) và sẽ được dùng ở đây để tham khảo.  

Hình 3. Nguyên lý cơ bản của quy trình chế tạo compact disc (CD). (a) Trước tiên, metal “father” được chế tạo với những mô hình và kích cỡ cần thiết dùng những phương pháp như E-beam hay photolithography; (b) tạo metal “mother” dùng công nghệ hot pressing; metal “mother” này sẽ được dùng trong suốt quy trình còn lại để chế tạo CD; trong khi dó metal “father” (hay còn gọi là master) được tồn trữ như bản chính để dùng trong tương lai; (c) chế tạo “metal stamper” với mô hình và kích cỡ của “metal father”, dùng công nghệ electroforming; (d) chế tạo khuôn mẫu với mô hình trên polycarbonate bằng công nghệ “hot pressing” bằng cách đè ép “metal stamper” trên polycarbonate beans dưới áp xuất và nhiệt độ cao; tạo khuôn mẫu có mô hình và kích cỡ giống “metal mother”; (e)  phủ một lớp mỏng kim loại như bạc hay nhôm dùng làm chất phản xạ trên đĩa polycarbonate dùng phương pháp phún xạ catốt (sputtering); và (f) hoàn thành compact disc. Phôtpho có cấu trúc được chế tạo dùng quy trình tương tự bằng cách thay thế CD bằng phôtpho. Ở đây phôtpho tương đương với polycarbonate Những công đoạn trên có thể thay đổi tùy theo vật liệu, điều kiện chế tác và ứng dụng [4].  

Phôtpho có cầu trúc cũng có thể đạt được bằng cách phủ một lớp cesium iodine hợp với tạp chất thallium (CsI: Tl), dùng phương pháp nhiệt bốc hơi (evaporation technique). Hình  SEM của CsI:Tl đạt được có cấu trúc hình trụ (columnar structure), tiện lợi cho DR với chất cảm biến thuộc dạng “indirect conversion” (Hình 4c, d and f). Hình 3a & 3b dùng quy trình giống như trường hợp trong Hình 2 với hai lớp phốtpho hoặc giống nhau hay khác nhau; trong khi đó, hình 4e biểu hiện phôtpho có cấu trúc được tạo với  tia sáng laze [3]. 

Hình 4. Hình SEM của lớp phôtpho có cầu trúc được chế tạo với những phương pháp khác nhau: với molding technique (Hình a,b); với tia laze (Hình e) và với phương pháp bay bốc nhiệt (Hình c,d and f). Kích cỡ của những đơn vị vùng phôtpho (như trường hợp của GdOS:Tb) bằng (hay lớn hơn  một chút) kích cỡ của mỗi điểm ảnh. Mỗi ô trong hình có kích cỡ từ 70 x70 to 100 µm x 100 µm. Riêng trường hợp của CsI:Tl, vì đường kính  của mỗi hình trụ khá nhỏ (5-10 µm), nên giới hạn về kích cỡ sẽ không còn cần thiết nữa.  

3. Radiography và fluoroscopy có thể dùng trong cùng một bộ cảm biến tích hợp

Cấu trúc cơ bản của mỗi điểm ảnh được biểu hiện ở Hình 5a. Ở đây, quang điốt 12 được hình thành với giếng N nằm trong tấm silicon wafer thuộc dạng P. Quang điốt  kết nối với bộ tụ điện 14 (1 pF) nhằm gia tăng khả năng tồn trữ điện tích tối đa của mỗi điểm ảnh. Tranzito 16 và 18 mắc nối tiếp và kết nối quang điốt với đưởng tín hiệu (HSIG) với vai trò như những công tắc đóng và mở. Hai tranzito này cũng dùng để  khởi động row select line (ROW_SELECT) và column select line (COL-SELECT) line nhằm kiểm soát tín hiệu (qua hình thức điện tích) của quang điốt (Hình 5a và 5b).  

.

Hình 5. Mỗi pixel có quang điốt, môt bộ tụ điện, và hai tranzito để chuyển đạt điện tích đến những mạch điện chung quanh. Ngoài ra ở mỗi pixel có thêm một trong ba tranzito dùng cho ba chức năng khác nhau như bộ biến đổi A/D (A/D converter) , nút khơi động lại (reset), và  bộ khuếch đại (amplifier) trong hệ cảm biến. Chúng tôi gọi ba tranzito này là “configured transistors”. 

Có hai phương thức để đọc hình X-quang  trong lãnh vực xạ hình y tế: fluoroscopic imaging (hình di động, tốc độ đọc tín hiệu nhanh hơn, độ phân giải thấp hơn) và radiographic imaging (hình đứng yên, tốc độ đọc tín hiệu  chậm hơn, độ phân giải cao hơn) .  Kết hợp hai phương thức lấy hình  trong cùng một bộ cảm biến X-quang có nhiều lợi điểm về sự thuận lợi trong việc chẩn đoán lâm sàng và kinh tế.

Bộ cảm biến tích hợp của chúng tôi có thể dùng để cho hình ảnh X-quang dựa theo hai phương thức radiography (static) và fluoroscopy (dynamic) trong cùng một cấu trúc, chỉ khác nhau ở cách đọc tín hiệu. Chúng tôi dùng sơ đồ mạch điện với hai điểm ảnh FD11 và FD12 (Hình 6) để cắt nghĩa nguyên lý hoạt động căn bản về hai dạng thức này (radiography vs fluoroscopy).

Pixel element FD11 và FD12  cung cấp tín hiệu đầu ra tương đương với cường độ của quang phổ nhận được. Điểm ảnh FD11 tiếp nối với đường tuyển chọn hàng ngang (row select line) 1 trong khi đó điểm ảnh FD12 tiếp nối với đường tuyển chọn hàng ngang (row select line) 2. Đường tuyển chọn hàng dọc (column select line) 1 cùng với đường tuyển chọn hàng ngang 1 & 2 kiểm soát sự vận hành và truyền tải tín hiệu của FD11 và FD12. Buffer switch 26 và 28 dùng để kiểm soát (đóng hay mở) đường truyền tải tín hiệu 32 và 34  đến tín hiệu đầu ra (output signal) 30 trước khi nối kết với mạch điện tích hợp bên ngoài qua đường tín hiệu đầu ra (output signal line). Sau khi truyền tải xong, mạch điện reset và bắt đầu một chu kỳ mới.

Kết nối cường độ tín hiệu của FD11 và FD12 sẽ cho độ phân giải thấp hơn vì kích cỡ hữu hiệu (effective pixel size) tương đương với kích cỡ của FD11 và FD12 nhập lại sẽ lớn hơn là kích cỡ ở mỗi điểm ảnh riêng biệt và tốc độ đọc tín hiệu nhanh hơn. Đây là trường hợp của dạng thức fluoroscopy. Ngược lại nếu chỉ truyền tải FD1 hay FD2 biệt lập với nhau, độ phân giải sẽ cao hơn (vì kích cỡ của mỗi điểm ảnh thôi nên sẽ nhỏ hơn), nhưng tốc độ đọc tín hiệu chậm hơn vì thế thời gian truyền tải sẽ lâu hơn (Hình 5). Cách kết hợp tín hiệu dùng cho cả radiography và fluoroscopy có thể triển khai rộng hơn với trường họp 2x2 điểm ảnh (quang điốt), dùng cùng một nguyên lý vận hành như trường có hai quang điốt FD11 và FD12. 

Fig.6: Phân phối mạch điện trong bộ cảm biến X- quang tích hợp với fluroscopic imaging và radiographic imaging (với hai điểm ảnh FD11 và FD12). 

Hình 7: Phân phối mạch điện trong bộ cảm biến X- quang tích hơp với fluroscopic imaging và radiographic imaging (với bốn điểm ảnh FD11, FD21, FD12 và FD22).  Nguyên lý vận hành có thể triển khai đến matrix lởn hơn như 3x3 pixels hay 4x4 pixels, tùy theo ứng dụng và nhu cầu. 

Nguyên lý vận hành cơ bản này có thể áp dụng cho trường họp 2x2, 3x3, 4x4 pixel array hay nhiều hơn nữa tùy theo ứng dụng và nhu cầu. Lấy trường hợp 2x2 pixel array làm thí dụ (Hình 7): Ở đây, chúng tôi dùng bốn quang điốt FD11, FD12, FD21 và FD22. Điểm ảnh FD11 và FD21  tiếp nối với đường tuyển chọn hàng ngang (row select line) 1 trong khi đó FD12 và FD22 tiếp nối với đường tuyển chọn hàng ngang (row select line) 2. Đường tuyển chọn hàng dọc (column select line) 1 cùng với đường tuyển chọn hàng ngang 1& 2 kiểm soát sự vận hành và truyền tải tín hiệu của FD11 và FD12. Tương tự như vậy, đường tuyển chọn hàng dọc (column select line) 2 cùng với đường tuyển chọn hàng ngang 1 và 2 kiểm soát sự vận hành và truyền tải tín hiệu  của FD21 và FD22. Buffer switch 38 và 42 dùng để đóng, mở và kiểm soát sự truyền đạt tín hiệu  40 và 44 đến tín hiệu đầu ra (output signal)  30 để truyền tải tín hiệu đến mạch điện bên ngoài. Kết nối cường độ tín hiệu của FD11 và FD21 sẽ cho độ phân giải thấp hơn và tốc độ đọc tín hiệu nhanh hơn và độ phân giải thấp hơn. Đây là trường hợp của dạng thức fluoroscopy.  Cùng nguyên lý vận hành có thể áp dụng cho sự kết hợp của FD12 và FD22.

Trường hợp của dạng thức radiology, chỉ có một quang điốt trong số FD11, FD21, FD12 hay FD22 được dùng trong việc kiểm soát và truyền tải tín hiệu đến mạch điện tích hợp bên ngòai [5].  

4,  Bộ cảm biến tích hợp trên chỉ một tấm nền silic.

Với sự tiến bộ khả quan về kích thước của tấm nền silic trong gần 50 năm qua và với ước đoán của  Moore’s Law, chúng ta sẽ không có gì ngạc nhiên nếu trong tương lai kỹ nghệ điện tử có thể chế tạo bộ cảm biến tích hợp trên một tấm nền silic 17”x17” dùng cho chest fluoroscopy hay radiography. Hiện tại, kỹ nghệ điện tử đang xử dụng công nghệ chế tạo (fab) dành cho tấm nền silic với kích thước tiêu chuẩn 300 mm (11.8”); và hy vọng có thể lên tới 450 mm (17.7”) trong cuối thập niên này. Lúc đó quy trình “tiling”, mạch điện in PCB sẽ không còn cần thiết nữa; tuy nhiên cơ cấu mạch điện và nguyên lý vận hành căn bản của bộ cảm biến tích hợp đề cập trong bài viết này vẫn còn có thể áp dụng.  

5. Kết từ

Bộ cảm biến X-quang tích hợp  của chúng tôi có hai chức năng tiện lợi cho người sử dụng: radiography (hình đứng yên, static) và fluoroscopy (dynamic, hình di động). Với fluoroscopic imaging, hình được đọc ra với độ phân giải thấp hơn ; trong khi đó với radiographic imaging, hình đọc ra với độ phân giải cao hơn.

Mặc dù tất cả công nghệ chụp X- quang tuyến ngực kỹ thuật số đều dựa vào hybrid approach như đã trình bày trong những bài viết trước, chúng tôi tin tưởng rằng phương pháp tích hợp chúng tôi đề nghị ở đây có triển vọng sẽ là một trong những hướng đi trong tương lai vì kỹ nghệ đơn kết tinh silic cho chúng ta nhiều lợi điểm về phương diện giá thành và chức năng. Chúng ta cũng có thể thêm phần trí tuệ nhân tạo (artificial intelligence) hay computed aided diagnosis (CAD) vào bộ cảm biến X-quang tích hợp  nhằm giúp đỡ bác sĩ X- quang và những cán bộ y tế khác làm công tác sàng lọc, chẩn đoán lâm sàng và sinh thiết một cách hữu hiệu hơn.  

6. Tài liệu tham khảo

[1] http://www.erct.com/2-ThoVan/TTriNang/Integrated%20Radiation%20Detector.htm

[2] https://en.wikipedia.org/wiki/Fluoroscopy

[3] http://www.erct.com/2-ThoVan/TTriNang/Digital-Breast-Tomosynthesis.htm

[4] N. Tran: Thin Film Technology (UMN)

[5] D.J.Sauer and N.T.Tran: Pixel array with high and low resolution mode, US patent 5,973,331. 

Late December 2020