Nghiên cứu, ứng dụng công nghệ xử lý ảnh xspect trong spectct

ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI LUẬN VĂN THẠC SĨ Nghiên cứu, ứng dụng công nghệ xử lý ảnh xSPECT SPECT/CT NGUYỄN TUẤN LONG Long.NT202379M@sis.hust.edu.vn Ngành Kỹ thuật Y sinh Giảng viên hướng dẫn: TS Phạm Thành Công Trường: Điện – Điện tử HÀ NỘI - 2023 ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI LUẬN VĂN THẠC SĨ Nghiên cứu, ứng dụng công nghệ xử lý ảnh xSPECT SPECT/CT NGUYỄN TUẤN LONG Long.NT202379M@sis.hust.edu.vn Ngành Kỹ thuật Y sinh Giảng viên hướng dẫn: TS Phạm Thành Công Chữ ký GVHD Trường: Điện – Điện tử HÀ NỘI - 2023 CỘNG HÒA XÃ HỘI CHỦ NGHĨA VIỆT NAM Độc lập – Tự – Hạnh phúc BẢN XÁC NHẬN CHỈNH SỬA LUẬN VĂN THẠC SĨ Họ tên tác giả luận văn : Nguyễn Tuấn Long Đề tài luận văn: NGHIÊN CỨU, ỨNG DỤNG CÔNG NGHỆ XỬ LÝ ẢNH xSPECT TRONG SPECT/CT Chuyên ngành: Kỹ thuật Y sinh (KH) Mã số SV: 20202379M Tác giả, Người hướng dẫn khoa học Hội đồng chấm luận văn xác nhận tác giả sửa chữa, bổ sung luận văn theo biên họp Hội đồng ngày… .………… với nội dung sau: - Tác giả chỉnh sửa lỗi tả, lỗi giãn dịng hình ảnh luận văn - Tác giả bổ sung thích phù hợp với bảng, biểu đồ hình ảnh Ngày 24 tháng 05 năm 2023 Giáo viên hướng dẫn Tác giả luận văn CHỦ TỊCH HỘI ĐỒNG LỜI CAM ĐOAN Em xin cam đoan luận văn đề tài “Nghiên cứu, ứng dụng công nghệ xử lý ảnh Xspect SPECT/CT.” thực hướng dẫn khoa học TS Phạm Thành Cơng cơng trình nghiên cứu cá nhân em thời gian qua Mọi số liệu sử dụng phân tích luận văn kết nghiên cứu em tự tìm hiểu, phân tích cách khách quan, trung thực, có nguồn gốc rõ ràng chưa cơng bố hình thức Em xin chịu hoàn toàn trách nhiệm có khơng trung thực thơng tin sử dụng cơng trình nghiên cứu này.” MỤC LỤC BẢNG CHỮ VIẾT TẮT iii DANH MỤC BẢNG iv DANH MỤC BIỂU ĐỒ v DANH MỤC HÌNH vi ĐẶT VẤN ĐỀ CHƯƠNG TỔNG QUAN TÀI LIỆU 1.1 Máy ghi hình SPECT 1.1.1 Cấu tạo nguyên lý hoạt động máy SPECT 1.1.2 Ứng dụng máy SPECT chẩn đoán bệnh 1.2 Hệ thống SPECT/CT 11 1.2.1 Nguyên lý ghi hình 11 1.2.2 Cấu tạo hệ thống 12 1.2.3 Phương pháp tái tạo ảnh 12 1.2.4 Ưu điểm SPECT/CT 13 CHƯƠNG 17 THIẾT BỊ CÔNG NGHỆ VÀ PHƯƠNG PHÁP NGHIÊN CỨU 17 2.1 Thiết bị công nghệ 17 2.1.1 Cấu hình máy SPECT 17 2.1.2 Cấu hình máy CT 20 2.3 Thuật toán 20 2.4 Tiến hành nghiên cứu 26 2.4.1 Đo độ nhiễu phantom nước 26 2.4.2 Đánh giá định lượng xSPECT 26 2.4.3 Tiến hành chụp xạ hình bệnh nhân 26 2.4.4 Phân tích, so sánh kết 26 CHƯƠNG 27 KẾT QUẢ NGHIÊN CỨU VÀ BÀN LUẬN 27 i 3.1 Tái tạo ảnh xSPECT 27 3.1.1 Mô hình tái tạo ảnh 27 3.1.2 Đặc điểm nhiễu độ phân giải 29 3.1.3 Thực phương pháp đo vật liệu 30 3.1.4 Thu thập xây dựng lại liệu 35 3.2 Đánh giá định lượng xSPECT 41 3.2.1 Phương pháp vật liệu 41 3.2.2 Phân tích kết 44 3.2.3 Kết xSPECT 48 3.3 Định lượng SPECT/CT 50 3.3.1 Xạ hình xương với xSPECT máy SPECT/CT 53 3.3.2 Định lượng SPECT/CT lập kế hoạch theo dõi điều trị ung thư tuyến giáp thể biệt hóa với 131I 70 3.3.3 Định lượng SPECT/CT pheochromocytoma neuroblastoma 72 KẾT LUẬN 75 Ứng dụng cơng nghệ tái tạo hình ảnh xSPECT hệ thống SPECT/CT 75 Giá trị việc định lượng SPECT/CT dựa xSPECT 76 PHỤ LỤC 77 PHỤ LỤC 79 TÀI LIỆU THAM KHẢO 83 ii BẢNG CHỮ VIẾT TẮT TỪ ĐỦ NGHĨA VIẾT TẮT BN Bệnh nhân CT Computer Tomography: Chụp cắt lớp vi tính ĐVPX Đồng vị phóng xạ FWHM Full width at half maximum: Độ rộng nửa đỉnh biên độ F3D PET/CT SPECT SUV MIRD Flash 3D Positron Emission Tomography/Computed Tomography: Chụp cắt lớp phát xạ positron Single-Photon Emission Computed Tomography: Chụp cắt lớp photon đơn Standardized Uptake Value: Giá trị hấp thu chuẩn Medical Internal Radiation Dose: Liều xạ y tế Ordered-Subsets implementations: Triển khai tập hợp OSEM TPX Thuốc phóng xạ xB xSPECT Bone: xSPECT Xương xQ xSPECT Quant: phương pháp kết hợp chẩn đoán trị liệu XH Xạ hình XHX UT Xạ hình xương Ung thư iii DANH MỤC BẢNG Bảng 3.1: Kết tóm tắt thu nhận phantom 36 Bảng 3.2 Độ phân giải (mm) độ nhiễu 0.75 40 Bảng 3.3: Đường kính (tính mm) thể tích (tính ml) cầu VOI 44 Bảng 3.4: Độ xác định lượng tương đối mặt cầu sau 48 lần cập nhật 45 iv DANH MỤC BIỂU ĐỒ Biểu đồ 3.1: Cài đặt độ nhiễu độ phân giải 38 Biểu đồ 3.2: Độ phân giải nóng so với nhiễu rong cài đặt 120 (Xylanh + HCR) cho bốn phương pháp lấy mẫu góc độ độ, tất có tập 10 mm sau làm mịn 39 Biểu đồ 3.3: Độ phân giải hình cầu nóng so với nhiễu cài đặt (HCS) cho bốn phương pháp lấy mẫu góc độ độ, tất có tập hợp làm mịn sau 10 mm 39 Biểu đồ 3.4: Độ phân giải hình cầu lạnh so với nhiễu cài đặt (HCS) cho phương pháp lấy mẫu góc độ độ, tất với tập hợp làm mịn sau 10 mm 41 Biểu đồ 3.5: Kết định lượng hình cầu cách sử dụng xE, xQ xB cập nhật khác 46 Biểu đồ 3.6: Kết định lượng xE, xQ xB cho hình cầu sau 48 cập nhật 48 v DANH MỤC HÌNH Hình 1.1 Hình ảnh tổn thương xương XHX toàn thân với 99mTc-MDP Hình 1.2 : Máy SPECT/CT hãng Siemens 12 Hình 2.1: Máy SPECT/CT hãng Siemens khoa Y học Hạt nhân Bệnh viện Ung bướu Thanh Hóa 17 Hình 2.2 Phantom hình trụ để đo nhiễu 20 Hình 2.3 Mơ hình thuật tốn xSPECT 23 Hình 3.1 Khối lượng hiệu dụng (VOI) bên phantom hình trụ đồng để đo nhiễu 31 Hình 3.2 Minh họa phép đo độ phân giải sử dụng lọc phù hợp cho HCR 32 Hình 3.3 VOI bên phantom hình trụ thống để đo nhiễu Các vùng màu hồng nhạt bên phantom VOI hình cầu chọn 34 Hình 3.4 Minh họa phép đo độ phân giải sử dụng lọc phù hợp cho HCS 34 Hình 3.5: Tái tạo phantom với bốn phương pháp với lấy mẫu góc độ, 96 cập nhật (F3D xE) 24 cập nhật (xQ xB) 36 Hình 3.6: VOI bên bóng hình trụ đồng để đo hình cầu 43 Hình 3.7: Hình ảnh xạ hình xương SPECT/CT 54 Hình 3.8 Hình ảnh SPECT xương 99mTc MDP so sánh xSPECT với tái tạo lặp 3D 55 Hình 3.9 CT cho thấy nhiều di xơ cứng đốt sống thắt lưng ngực hình ảnh hợp cho thấy liên kết xác vùng tăng chuyển hóa khu trú với tổn thương xơ cứng CT 56 Hình 3.10 xSPECT Xương SPECT (AC) cho thấy tổn thương tiêu xương đốt sống bệnh nhân ung thư vú Đại học Erlangen, Erlangen, Đức 56 Hình 3.11 CT hình ảnh hợp xSPECT Xương CT cho thấy tổn thương tiêu xương đốt sống Đại học Erlangen, Erlangen, Đức 57 Hình 3.12 Dữ liệu cung cấp từ Đại học Minnesota, Minneapolis, Minnesota, Hoa Kỳ 60 vi mà liều điều trị cố định khơng an tồn, khả điều trị liều cao lần thay điều trị nhiều lần với liều thấp để tránh thay đổi động học sinh lý khối u sau nhiều lần điều trị Tuy nhiên, phương pháp có nhược điểm chưa có chứng cải thiện lâm sàng, liều hấp thụ cho khối u Phương pháp lesion-based dosimetry cần hấp thu đào thải 131I tổn thương cách vẽ ROI quanh tổn thương hình planar SPECT qua nhiều thời điểm khác Từ đó, có số đếm ROI đưa vào phần mềm để tính liều hấp thụ khối u với đơn vị Gy Em nghiên cứu đánh giá liều hấp thụ khối u sau điều trị 131I bệnh nhân sử dụng rhTSH để làm suy giáp trước điều trị Kết nghiên cứu cho thấy liều hấp thụ trung bình khối u dao động từ 1.3 Gy đến 368 Gy, có 5/25 tổn thương có liều hấp thụ 80 Gy Dorn R cộng [39] nghiên cứu 124 bệnh nhân chẩn đoán ung thư tuyến giáp thể biệt hóa, điều trị 131I đánh giá liều hấp thụ tổn thương phần mềm MIRDOSE3 Kết nghiên cứu cho thấy đáp ứng điều trị hoàn toàn bệnh nhân di với liều hấp thụ tổn thương >100 Gy, khơng có ức chế tủy xương phát bệnh nhân có liều hấp thụ tủy xương Gy Liều điều trị tích lũy cao 38.5 GBq (1040 mCi) giới hạn an toàn liều hấp thụ ngưỡng tủy xương Tác gỉa kết luận phương pháp đo liều hấp thụ điều trị ung thư tuyến giáp dạng nhú với 131I cho phép sử dụng liều điều trị tối đa cho bệnh nhân mà ngưỡng an toàn cho phép tủy xương 3.3.3 Định lượng SPECT/CT pheochromocytoma neuroblastoma Pheocromocytoma neuroblastoma nguyên phát từ mào thần kinh, tổng hợp, lưu trữ giải phóng catecholamine tiền chất catecholamine MIBG hợp chất tương tự với guanethidine tiền chất 72 catecholamine, lưu trữ túi tế bào chất tìm thấy nhiều tim, tuyến nước bọt, tủy thượng thận khối u pheochromocytoma, neuroblastoma Do đó, MIBG dùng chất đánh dấu sinh học để phát khối u Xạ hình với 123I-MIBG có vai trị quan trọng việc lên kế hoạch điều trị theo dõi đáp ứng điều trị loại u 131I-MIBG Định lượng 123I-MIBG với SPECT/CT để tính tốn nồng độ tuyệt đối dược chất phóng xạ hấp thụ vào khối u (kBq/cm3) tính tốn SUV (Standardized Uptake Value) có vai trị quan trọng việc định hướng điều trị liều điều trị cho bệnh nhân, đánh giá đáp ứng u trước sau điều trị Nghiên cứu Nakamoto R cộng [37] 60 bệnh nhân nghi ngờ pheochromocytoma paraganglioma lâm sàng, xạ hình 123I-MIBG SPECT/CT 6h 24h sau tiêm dược chất phóng xạ Sau đó, hình SPECT, tác giả đo SUVmax pheochromocytoma, paraganglioma, khối u sau phúc mạc hấp thu sinh lý tuyến thượng thận Kết cho thấy SUVmax u thần kinh nội tiết cao nhiều so với SUVmax khối u sau phúc mạc tuyến thượng thận bình thường (12.5±5.76 so với 4.46 ± 1.63 4.6 0± 1.40, p < 0.05) Ngoài ra, lấy giá trị SUVmax 7.9 làm ngưỡng chẩn đốn định lượng với I-123 MIBG có độ nhạy 82.2%, độ đặc hiệu 98.2%, độ xác 95.6% Nghiên cứu cho thấy định lượng với 123I-MIBG có khả phân biệt pheochromocytoma, paraganglioma với u sau phúc mạc hấp thu sinh lý bình thường tuyến thượng thận Ngoài việc phát tổn thương đánh giá tiên lượng, 123 I-MIBG để dự đoán liều chiếu xạ điều trị 131I Monsieurs cộng 20 nghiên cứu 38 lần điều trị 131I-MIBG 15 bệnh nhân với chẩn đoán neuroblastoma, pheochromocytoma, u carcinoid, carcinoma tuyến giáp dạng tủy Các bệnh nhân xạ hình 123I MIBG trước điều trị 73 Nghiên cứu sử dụng phương pháp tính liều hấp thụ MIRD Kết nghiên cứu cho thấy liều hấp thụ tổng bệnh nhân neuroblastoma cao nhiều so với pheochromocytoma, u carcinoid carcinoma tuyến giáp dạng tủy (0.37 ± 0.21 mGy/MBq neuroblastoma so với 0.08 ± 0.02 mGy/MBq pheochromocytoma, 0.07 ±0 01 mGy/MBq u carcinoid 0.09 mGy/MBq carcinoma tuyến giáp dạng tủy) Từ kết này, tác giả kết luận xạ hình với 123I-MIBG sử dụng để tính tốn liều hấp thụ tổng bệnh nhân điều trị với 131 I-MIBG Hình 3.20: SPECT/CT xạ hình u sau phúc mạc xạ hình tuyến thượng thận Định lượng SPECT/CT qua thời điểm 24 48 sau tiêm 123I-MIBG bệnh nhân chẩn đoán phaechromocytoma di Hình ảnh cho thấy tổn thương hấp thu dược chất phóng xạ gan di với SUVmax 5.95 thời điểm 24h, gần không đổi thời điểm 48h (SUVmax 5.91) 74 KẾT LUẬN Qua nghiên cứu ứng dụng công nghệ xử lý ảnh xSPECT hệ thống SPECT/CT, rút số kết luận sau: Ứng dụng cơng nghệ tái tạo hình ảnh xSPECT hệ thống SPECT/CT SPECT/CT thiết bị ghi hình Y học Hạt nhân tích hợp cơng nghệ hình ảnh chuyển hóa, phân tử hình ảnh giải phẫu hình thái, đồng thời nhờ vào độ phân giải hình ảnh cao xSPECT cho phép khoanh vùng tổn thương xác hơn, làm giảm thực xét nghiệm bổ sung - Kết đo nhiễu, độ phân giải Phantom hình trụ đồng kết hợp với phantom dạng nóng, lạnh (HCR) thu được: + xQ có độ phân giải tốt F3D, đặc biệt hình cầu lạnh xQ có FWHM nhỏ ≈20%; xE xQ có hiệu suất tương tự nhau; xB có độ phân giải cao đáng kể so với ba phần lại + Độ phân giải HCR, hình cầu nóng hình cầu lạnh mức nhiễu 0,075 liệt kê, điểm phạm vi lâm sàng thực tế (0,05-0,1) Đối với mặt cầu, xE xQ có đường cong gần trùng đạt độ xác 90% cầu lớn (16 ml) + xB cho độ thu hồi cao nhiều với cầu nhỏ (0,5 ml) 60%,, tăng lên gần 100% cầu lớn (16 ml) Điều cho thấy xB không tạo độ phân giải cao đáng kể, mà mang lại giá trị tính định lượng cao hơn phân vùng xác - xSPECT sử dụng CT làm khung tham chiếu để tái tạo hình ảnh cho phép trích xuất đồ vùng với phân đoạn mô, quan khác để phân định rõ ràng ranh giới hấp thu thuốc phóng xạ q trình tái tạo tích hợp sâu liệu SPECT CT, xSPECT giúp phân biệt rõ ràng tổn thương mà SPECT thông thường không xác định - xSPECT nâng cao chất lượng hình ảnh kỹ thuật chụp xạ hình cách sử dụng thông tin phân đoạn CT bên q trình tái tạo SPECT kích hoạt liên kết xSPECT xác CT SPECT Việc 75 phân định cạnh sắc nét đạt giúp định vị tổn thương tăng giảm chuyển hóa thuốc phóng xạ tổn thương điểm nhỏ điểm chồng lấn Giá trị việc định lượng SPECT/CT dựa xSPECT - Giá trị định lượng với xSPECT SPECT/CT giúp đánh giá đáp ứng điều trị UT di xương liệu pháp hạt nhân PX, thông qua việc đánh giá suy giảm hoạt tính PX sau điều trị dựa vào giá trị hấp thu chuẩn SUV - Kết định lượng liều hấp thụ khối u tuyến giáp sau điều trị 131I bệnh nhân sử dụng rhTSH để làm suy giáp trước điều trị Kết nghiên cứu cho thấy liều hấp thụ trung bình khối u dao động từ 1.3 Gy đến 368 Gy, có 5/25 tổn thương có liều hấp thụ 80 Gy - Định lượng I-MIBG với SPECT/CT, kết tính tốn nồng độ 123 tuyệt đối dược chất phóng xạ hấp thụ vào khối u (kBq/cm3) tính tốn giá trị hấp thu chuẩn (SUV: Standardized Uptake Value) 60 bệnh nhân nghi ngờ pheochromocytoma lâm sàng, xạ hình 123 I-MIBG SPECT/CT 24 giờ, kết cho thấy SUVmax u thần kinh nội tiết cao nhiều so với SUVmax khối u sau phúc mạc tuyến thượng thận bình thường (12.5±5.76 so với 4.46 ± 1.63 4.6 0± 1.40, p < 0.05) Ngoài ra, lấy giá trị SUVmax 7.9 làm ngưỡng chẩn đốn định lượng với 123IMIBG có độ nhạy 82.2%, độ đặc hiệu 98.2%, độ xác 95.6% - Kết 38 lần điều trị 131 I-MIBG 15 bệnh nhân với chẩn đoán neuroblastoma, pheochromocytoma, u carcinoid, carcinoma tuyến giáp dạng tủy, sử dụng phương pháp tính liều hấp thụ MIRD Kết nghiên cứu cho thấy tổng liều hấp thụ bệnh nhân neuroblastoma cao nhiều so với pheochromocytoma, u carcinoid carcinoma tuyến giáp dạng tủy (0.37 ± 0.21 mGy/MBq neuroblastoma so với 0.08 ± 0.02 mGy/MBq pheochromocytoma, 0.07 ±0 01 mGy/MBq u carcinoid 0.09 mGy/MBq carcinoma tuyến giáp dạng tủy) 76 PHỤ LỤC Quy trình nạp định lượng phantom nóng lạnh để xét nghiệm Xspect Xương/xSPECT Quant Bệnh viện ung bướu Thanh Hóa Quy trình nêu chi tiết bên nhằm mục đích sử dụng với phantom hình trụ Data Spectrum với cầu rỗng acrylic Data Spectrum Quy trình dành riêng cho việc sử dụng chất cản quang CT định bên khơng dành cho chất cản quang có nồng độ iốt khác Các tham số phân vùng tương phản sử dụng trình tái tạo cho thử nghiệm người dùng xác định đó, thử nghiệm khơng hoạt động sử dụng cầu thủy tinh thay cầu acrylic sử dụng chất tương phản CT có nồng độ iốt khác với nồng độ iốt quy định Mục tiêu chuẩn bị phantom có vùng, tức Phantom nóng, Phamtom lạnh (bao gồm thùng chứa hình trụ) Nền Phân vùng xác định trước cho phantom yêu cầu: - Giá trị Hounsfield Phantom nóng tập trung vào khoảng 350 - Giá trị Hounsfield Phantom lạnh tập trung vào khoảng 150 (tương tự giá trị acrylic sử dụng để tạo phantom) Các pha loãng sau để đạt mục tiêu nên thực hiện: • Đối với nền, chuẩn bị lượng nước pha lỗng lớn (8 lít) pertechnate để đạt nồng độ mong muốn, ví dụ: 16 mCi (592 MBq) cho nồng độ hoạt độ µCi/ml (74 kBq/ml) • Đối với Hot Spheres, pha lỗng 6% theo thể tích Chất cản quang Conray CT (lothalamate Meglumine Injection USP 60%—600 mg/ml Iothalamate Meglumine 282 mg/ml Iodine liên kết hữu cơ) nước, ví dụ: 188 cc nước Độ tương phản +12 cc cho độ pha loãng 200 cc Đối với độ pha loãng này, thêm pertechnate dựa độ tương phản hạt nhân mong muốn, ví dụ: mCi (74 MBq) cho độ tương phản hạt 77 nhân 5X mCi (148 MBq) cho độ tương phản hạt nhân 10X • Đối với Cold Spheres, pha lỗng 2,5% theo thể tích Chất cản quang Conray CT (Iothalamate Meglumine Injection USP 60%—600 mg/ml Iothalamate Meglumine 282 mg/ml Iodine liên kết hữu cơ) nước, ví dụ: 195 cc nước + cc tương phản cho độ pha lỗng 200 cc Đổ đầy hai hình cầu rỗng hai độ pha loãng chuẩn bị trên, đảm bảo khơng có bong bóng bên hình cầu Gắn cầu vào hình trụ đổ đầy hình trụ dung dịch pha lỗng để đảm bảo có số bong bóng tối thiểu thể tích Phantom chuẩn bị phải quét cách sử dụng giao thức SPECT/CT lâm sàng để quét xương liệu chiếu thu được tái tạo cách sử dụng công cụ tái tạo F3D, xQ xB cách sử dụng lớp “Vùng tương phản” Sự khác biệt chất lượng hình ảnh tái tạo liệu tái tạo có khơng có phân vùng đánh giá hình kết hợp độ xác định lượng nồng độ hoạt độ (Bq/ml) đánh giá cách sử dụng phân tích thể tích Hình 1: Tái tạo nguồn điểm từ F3D (trái) xQ (phải) Cả hai có 96 cập nhật làm mịn hậu kỳ mm 78 PHỤ LỤC Khôi phục nguồn điểm bất thường Tái tạo dựa OSEM (cập nhật nhân) chẳng hạn F3D xE hội tụ nhanh so với tái tạo dựa thu nhỏ (cập nhật bổ sung) cho nguồn điểm đơn lẻ khơng khí hội tụ phụ thuộc vào thu nhỏ điều hịa trước nó, hàm mục tiêu , sơ đồ trọng số Em thảo luận ngắn gọn vấn đề cách sử dụng F3D xQ làm ví dụ Như hiển thị Hình 13, kết F3D hội tụ đến điểm nhỏ voxel đơn lẻ, xQ có tốc độ hội tụ chậm tạo “khối cầu” nóng có kích thước lớn đáng kể so với kết F3D Lý phục hồi chậm xQ gì? Một số thơng tin chi tiết thu từ phân tích với hàm cơng đức bình phương Migell Chi: Trong i số pixel, di liệu phép chiếu pixel i mi mô hình liệu pixel i Hàm cơng đức viết lại ký hiệu ma trận Đặt D biểu thị liệu phép chiếu véc tơ hóa, em biểu thị vectơ hình ảnh xếp theo thứ tự từ điển H biểu thị ma trận chiếu thuận Sử dụng ký hiệu này, mô hình liệu M định nghĩa M=HI Hàm cơng đức độ dốc hình ảnh sau biểu thị sau phương trình (3) (4), tương ứng: (3) 𝑥 = (𝐷 − 𝑀)𝑇 (𝐷 + 1)−1 (𝐷 − 𝑀) (4) ∇1 = 𝐻𝑇 (𝐷 + 1)−1 (𝐷 − 𝑀) Trong gradient, khác biệt liệu mơ hình liệu tính theo trọng số nghịch đảo liệu phép chiếu Điều ngụ ý điểm ảnh nóng có trọng lượng thấp điểm ảnh lạnh có trọng số cao Đối với nguồn điểm nóng vật thể nhỏ, trọng lượng thấp áp dụng cho vùng chiếu nóng, điều dẫn đến phục hồi chậm trình tái tạo lặp lại Nói cách khác, q trình tái tạo tập trung vào 79 tồn hình ảnh vào điểm quan tâm Hàm cơng đức sửa đổi cho trọng số phân bố đồng không gian chiếu (được gọi phương pháp bình phương nhỏ khơng trọng số) phương trình (5) (6): (5) 𝑥 = ∑𝑖(𝑑𝑖 − 𝑚𝑖 )2 = (𝐷 − 𝑀)𝑇 (𝐷 − 𝑀) (6) ∇1 = 𝐻𝑇 (𝐷 − 𝑀) Trong trường hợp này, khả khôi phục nguồn điểm nhanh nhiều, thể Hình 14 Tuy nhiên, nhược điểm phương pháp bình phương nhỏ khơng trọng số tác động nhiễu khơng tính đến, dẫn đến ấm ồn hình ảnh ảo cầu nóng lạnh (HCS) Người ta sử dụng hàm công đức biểu thị thỏa hiệp hai hàm trước liên quan đến trọng số nghịch đảo bậc hai liệu, biểu thị (7) (8): (7) 𝑥 = ∑𝑖 (𝑑𝑖 − 𝑚𝑖 )2 √𝑑𝑖 +1 = (𝐷 − 𝑀)𝑇 √(𝐷 + 1)−1 (𝐷 − 𝑀) (8) ∇1 = 𝐻𝑇 √(𝐷 + 1)−1 (𝐷 − 𝑀) Hình 2: Tái tạo nguồn điểm (trên cùng) bóng ma HCS (dưới cùng) từ bốn phương pháp Từ trái sang phải, F3D, xQ với bình phương Migell Chi, xQ với bình phương nhỏ khơng trọng số, xQ với bình phương nhỏ trọng số bậc hai Đúng dự đoán, kết lựa chọn nằm hai 80 kết trước Việc phục hồi điểm nhanh bình phương Chi Migell, chậm chút so với bình phương tối thiểu khơng trọng số Tương tự, mức nhiễu ấm HCS cao Migell, thấp trường hợp khơng có trọng số FHWM ước tính nguồn điểm xây dựng lại sau 96 lần cập nhật liệt kê Bảng 5, xác nhận quan sát Trong phần lớn ứng dụng, kịch nguồn điểm nóng, đơn độc trường hợp không liên quan mặt lâm sàng Trong nghiên cứu ảo thông thường thực hành lâm sàng, khoảng cách vùng nóng lạnh thường khơng lớn Trong tình này, lợi cho hình ảnh định lượng nguồn mở rộng cung cấp hình vng Migell's Chi có giá trị khả tái tạo lại nguồn điểm bị cô lập Bảng 5: FHWM nguồn điểm xây dựng lại 96 lần cập nhật Phương pháp FHWM nguồn điểm (mm) F3D 4.3 xQ – Tiêu chuẩn 9.4 xQ – Bình phương khối lượng 5.1 xQ – Căn bậc hai khối lượng 6.3 Lợi ứng dụng công nghệ xử lý ảnh Xspect Bằng cách thay đổi từ chế độ xem SPECT- sang chế độ xem lấy CT làm trung tâm sử dụng tiến công nghệ bản, em khai thác lợi ích để hỗ trợ tái tạo liệu phát thải xSPECT Khái niệm hợp liệu đa phương thức có nhiều ứng dụng tiềm năng, em bắt đầu với ứng dụng lâm sàng, chụp ảnh xương đơn photon, có ba ưu điểm đáng kể: - Ứng dụng có ứng dụng lớn thiết lập tốt - Yêu cầu tối thiểu giải pháp đăng ký nâng cao, 81 việc đăng ký thể cứng nhắc hầu hết hợp lý - Sự hấp thu Di-phosphonate có tương quan với q trình chuyển hố xương tỷ lệ tín hiệu cao mơ xương tạo hình rõ ràng hình ảnh CT Lĩnh vực có nhiều ứng dụng thiết thực với xương quy trình lâm sàng hình ảnh xương phẳng/tồn thể, SPECT chất đánh dấu quen thuộc, quen thuộc cho phép giới thiệu phát triển khái niệm Em dự đoán khái niệm xSPECT dẫn đến cải tiến việc chăm sóc bệnh nhân Cơng nghệ xSPECT cho phép SPECT/CT định lượng: SPECT/CT với cơng nghệ xSPECT đo nồng độ hoạt tính tính Bq/ml vị trí FOV Em giới thiệu hiệu chuẩn theo dõi NIST em sử dụng nguồn 57Co thiết kế đặc biệt để hiệu chỉnh SPECT/CT theo tiêu chuẩn tuyệt đối, giảm thiểu thay đổi hiệu suất máy dò Những cải tiến chất lượng hình ảnh, với giải pháp chuyên dụng giúp hệ thống SPECT/CT quét nhanh quét với liều lượng thấp trì chất lượng hình ảnh tuyệt vời Tất tiến này, đặc biệt việc giới thiệu quy trình định lượng, tăng cường nhờ tự động hóa Gói Kiểm sốt chất lượng tự động (AutoQC) Bộ thay đổi ống chuẩn trực tự động (ACC), giảm bớt gánh nặng cho nhà nghiên cứu tăng hiệu tổng thể 82 TÀI LIỆU THAM KHẢO Hengerer, A., et al., From Genomics to Clinical Molecular Imaging Proceedings of the IEEE, 2005 93: p 819-828 Cherry, S.R., Multimodality imaging: beyond PET/CT and SPECT/CT Semin Nucl Med, 2009 39(5): p 348-53 Brooks, R.A and G Di Chiro, Principles of computer assisted tomography (CAT) in radiographic and radioisotopic imaging Phys Med Biol, 1976 21(5): p 689-732 Riederer, S.J., N.J Pelc, and D.A Chesler, The noise power spectrum in computed X-ray tomography Physics in Medicine & Biology, 1978 23(3): p 446 Hudson, H.M and R.S Larkin, Accelerated image reconstruction using ordered subsets of projection data IEEE Transactions on Medical Imaging, 1994 13(4): p 601-609 Shepp, L.A and Y Vardi, Maximum likelihood reconstruction for emission tomography IEEE Trans Med Imaging, 1982 1(2): p 11322 Vija, A.H., E.G Hawman, and J.C.J.I.N.S.S.C.R Engdahl, Analysis of a SPECT OSEM reconstruction method with 3D beam modeling and optional attenuation correction: phantom studies 2003 4: p 2662-2666 Vol.4 Hutton, B.F., The contribution of Medical Physics to Nuclear Medicine: looking back - a physicist's perspective EJNMMI Phys, 2014 1(1): p Nguyễn Quang Hiển, Nghiên cứu đặc điểm xạ hình xương tồn thân với 99m Tc-MDP mối liên quan với số triệu chứng bệnh nhân ung thư phổi không tế bào nhỏ Luận văn thạc sỹ, Học viện Quân y, 2018 10 Boxer, D.I., et al., Bone secondaries in breast cancer: the solitary metastasis J Nucl Med, 1989 30(8): p 1318-20 83 11 Steinborn, M.M., et al., Whole-body bone marrow MRI in patients with metastatic disease to the skeletal system J Comput Assist Tomogr, 1999 23(1): p 123-9 12 Uematsu, T., et al., Comparison of FDG PET and SPECT for detection of bone metastases in breast cancer 2005 184(4): p 12661273 13 Afrin, R., et al., Role of Whole-Body Tc 99m MDP Bone Scintigraphy for Evaluating Skeletal Metastasis in Patients with Lung Cancer 2016 42(3): p 132-136 14 Cheon, G.-J., et al., Comparison of whole body F-18 FDG PET nd Tc-99m MDP bone scan for the assessment of metastatic bone lesions 2003 2(1): p 18-29 15 Ohta, M., et al., Whole body PET for the evaluation of bony metastases in patients with breast cancer: comparison with 99TcmMDP bone scintigraphy 2001 22(8): p 875-879 16 Lê Xuân Ngọc, Nghiên cứu đặc điểm di xương bệnh nhân UT vú xạ hình xương tồn thân với 99mTc-MDP Luận văn thạc sỹ, Học viện Quân y., 2020 17 Mai Hồng Sơn, Nghiên cứu đặc điểm hình ảnh giá trị SPECT/CT 99mTc-MAA tắc mạch xạ trị hạt vi cầu Resin gắn Yttrium-90 bệnh nhân ung thư biểu mô tế bào gan Luận án Tiến sỹ, Viện nghiên cứu lâm sàng BVTWQDD108, 2021 18 Nuclear Medicine Physics 2015, Vienna: INTERNATIONAL ATOMIC ENERGY AGENCY 19 Natterer, F., On the inversion of the attenuated Radon transform Numerische Mathematik, 1979 32(4): p 431-438 20 Natterer, F., Inversion of the attenuated Radon transform Inverse Problems, 2001 17(1): p 113 21 Wilson, D.W., B.M.W Tsui, and J.A Terry Non-stationary noise characteristics for SPECT images in Conference Record of the 1991 84 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference 1991 22 Nuyts, J., On estimating the variance of smoothed MLEM images IEEE Transactions on Nuclear Science, 2002 49(3): p 714-721 23 Wilson, D.W and B.M.W Tsui, Noise properties of filteredbackprojection and ML-EM reconstructed emission tomographic images IEEE Transactions on Nuclear Science, 1993 40(4): p 11981203 24 Wilson, D.W., B.M Tsui, and H.H Barrett, Noise properties of the EM algorithm: II Monte Carlo simulations Phys Med Biol, 1994 39(5): p 847-71 25 Fisher, R.A.S 001: On an Absolute Criterion for Fitting Frequency Curves 26 Fisher, R.A.J.P.T.o.t.R.S.A., On the Mathematical Foundations of Theoretical Statistics 222: p 309-368 27 Fisher, R.A., On the Mathematical Foundations of Theoretical Statistics, in Breakthroughs in Statistics: Foundations and Basic Theory, S Kotz and N.L Johnson, Editors 1992, Springer New York: New York, NY p 11-44 28 Mighell, K.J., Parameter Estimation in Astronomy with Poissondistributed Data I The χγ2 Statistic The Astrophysical Journal, 1999 518(1): p 380 29 Press, W.H., et al., Numerical recipes 3rd edition: The art of scientific computing 2007: Cambridge university press 30 Tsui, B.M., et al., Comparison between ML-EM and WLS-CG algorithms for SPECT image reconstruction 1991 38(6): p 17661772 31 Vija, A.H and V Desh, Method for converting CT data to linear attenuation coefficient map data 2005, Google Patents 85 32 Even-Sapir, E.J.J.o.N.M., Imaging of malignant bone involvement by morphologic, scintigraphic, and hybrid modalities 2005 46(8): p 1356-1367 33 Khan, R.A., et al., Autoradiography of technetium-labelled diphosphonate in rat bone 1979 61(2): p 221-224 34 Vija, A.H., Acquisition window compensation for nuclear medical image reconstruction attenuation coefficient maps 2009, Google Patents 35 "Somatom emotion system owner's manual" Siemens Healthcare System Manual 2012 36 Siegel, J.A., et al., MIRD pamphlet no 16: Techniques for quantitative radiopharmaceutical biodistribution data acquisition and analysis for use in human radiation dose estimates J Nucl Med, 1999 40(2): p 37s-61s 37 Nakamoto, R., et al., Quantitative analysis with 123IMIBG SPECT/CT for pheochromocytoma and paraganglioma 2015 56(supplement 3): p 147-147 38 Monsieurs, M., et al., Patient dosimetry for 131I-MIBG therapy for neuroendocrine tumours based on 123I-MIBG scans Eur J Nucl Med Mol Imaging, 2002 29(12): p 1581-7 39 Dorn, R., et al., Dosimetry-guided radioactive iodine treatment in patients with metastatic differentiated thyroid cancer: largest safe dose using a risk-adapted approach J Nucl Med, 2003 44(3): p 4516 86