Nghiên ứu thiết bị hẩn đoán ung thư sớm

Tuy nhiên chưa có biểu hiện lâm sàng, nhưng có thể phát hiện dựa trên các xét nghiệm lâm sàng.+ Giai đoạn lâm sàng: Trên lâm sàng chỉ phát hiện các khối u có kích thước trên 1cmP3Pkhoảng

Định nghĩa về ung thư

Giai đoạn khởi đầu

Tế bào gốc có thể bị biến đổi không phục hồi do tiếp xúc với các tác nhân gây đột biến, bao gồm tác nhân vật lý, hóa học và virus Quá trình này diễn ra nhanh chóng, chỉ trong vài giây, và không thể đảo ngược Tuy nhiên, ngưỡng gây khởi phát của quá trình này vẫn chưa được xác định rõ ràng.

Trong cuộc sống, cơ thể con người chứa nhiều tế bào trải qua quá trình khởi phát, nhưng không phải tất cả đều gây ra bệnh Phần lớn tế bào khởi phát sẽ không tiến triển, chết đi hoặc bị vô hiệu hóa bởi cơ chế miễn dịch.

Hình 1 2 Tác nhân gây đột biến làm thay đổi không phục hồi DNA

1.2.1.2 Giai đoạn tăng trưởng, thúc đẩy chuyển biến

Tiếp xúc kéo dài với các chất gây ung thư có thể duy trì và ổn định tổn thương ban đầu, đánh dấu giai đoạn tiến triển sau giai đoạn khởi phát Giai đoạn này bao gồm sự chọn lọc dòng tế bào, thay đổi biểu hiện gen và sự tăng sinh tế bào khởi phát Mặc dù sự tăng sinh của tế bào ung thư vẫn ở mức độ nhỏ, nhưng chúng đã bắt đầu cư trú tại một mô nhất định.

Bước khởi đầu và giai đoạn tăng trưởng của ung thư chỉ có thể được hiểu thông qua các mô hình thí nghiệm và nghiên cứu dịch tễ học ở người.

Hình 1.3 Sơ đồ giai đoạn khởi đầu

Để phòng ngừa ung thư phổi, cần tránh tiếp xúc với các tác nhân gây ung thư như thuốc lá, benzo và các hóa chất khác, cũng như tia phóng xạ.

Sự tiến triển của ung thư phản ánh bản chất của bệnh, bao gồm sự phát triển cục bộ của khối u, khả năng xâm lấn vào các mô xung quanh, và sự di căn đến các vùng xa trong cơ thể.

Mỗi ngày, cơ thể con người sản xuất khoảng 102 triệu tế bào mới để thay thế cho số lượng tế bào chết, đảm bảo sự cân bằng và duy trì mức hằng định trong quá trình tái tạo tế bào.

Khi mắc ung thư, tế bào phát triển không kiểm soát, dẫn đến việc phá vỡ sự cân bằng trong cơ thể Quá trình tiến triển của bệnh có thể được chia thành hai giai đoạn nhỏ.

Giai đoạn tiền lâm sàng là giai đoạn đầu của bệnh ung thư, có thể kéo dài từ vài tháng, như trong trường hợp u lympho Burkit, đến nhiều năm, như ung thư trực tràng, phổi và bàng quang, với thời gian phát triển có thể lên đến 15-20 năm, thậm chí 40-50 năm, chiếm tới 75% tổng thời gian phát triển của bệnh Mặc dù chưa có biểu hiện lâm sàng rõ ràng, nhưng bệnh có thể được phát hiện thông qua các xét nghiệm lâm sàng.

Trong giai đoạn lâm sàng, các khối u chỉ được phát hiện khi có kích thước lớn hơn 1cm, tương đương với khoảng 1 tỷ tế bào, và cần ít nhất 30 lần nhân đôi để hình thành Để ngăn chặn sự tiến triển của bệnh trong giai đoạn này, cần có các biện pháp can thiệp kịp thời.

+ Sàng lọc và điều trị các tổn thương tiền ung thư

Sàng lọc và điều trị ung thư kích thước nhỏ có thể thực hiện qua phẫu thuật hoặc tia xạ Đối với các ung thư đang còn tại chỗ, việc điều trị tích cực thường được kết hợp với hóa trị liệu hoặc nội tiết trị liệu hỗ trợ để đạt hiệu quả tối ưu.

Hình 1.5 Các giai đoạn tiến triển của ung thư

Ung thư di căn

Di căn ung thư là hiện tượng khi các tế bào ung thư tách ra từ khối u nguyên phát và di chuyển đến các cơ quan khác, nơi chúng phát triển thành các khối u mới Quá trình này có thể diễn ra qua nhiều con đường khác nhau, bao gồm đường bạch huyết, đường máu, và các đường lân cận khác.

MỘT VÀI PHƯƠNG PHÁP CHẨN ĐOÁN UNG THƯ

2.1 Thực trạng phát triển y học hạt nhân ở Việt Nam

2.1.1 Y học hạt nhân ở Việt Nam

Trong những năm gần đây, Y học hạt nhân đã có những bước tiến vượt bậc trên thế giới, tuy nhiên tại Việt Nam, lĩnh vực này vẫn gặp nhiều hạn chế về trang thiết bị, dược chất phóng xạ và nhân lực Theo IAEA, Việt Nam nằm trong nhóm các quốc gia có số lượng gamma camera và cơ sở Y học hạt nhân thấp nhất, với tỷ lệ chỉ đạt 0,01 - 0,03 máy/triệu dân và 0,1 khoa Y học hạt nhân/triệu dân.

Theo báo cáo của Viện Năng lượng nguyên tử Việt Nam (2004) cả nước có

Hiện nay, cả nước có 22 khoa Y học hạt nhân, chủ yếu trang bị các thiết bị như máy đo độ tập trung I-131 và máy xạ ký thận Tuy nhiên, chỉ có khoảng 10 máy gamma camera SPECT hiện đại đang hoạt động, hầu hết trong số đó đã cũ hoặc đang trong giai đoạn bảo trì Tại các bệnh viện lớn như Bệnh viện TƯQĐ 108 có 03 máy gamma camera SPECT, trong khi Bệnh viện Chợ Rẫy chỉ có 02 chiếc, và các máy này đã sử dụng lâu năm.

Trong suốt 10 năm qua, miền Tây Nam Bộ chỉ có duy nhất một chiếc máy chụp PET tại Bệnh viện đa khoa Kiên Giang, cho phép thực hiện các kỹ thuật chẩn đoán thông thường như tuyến giáp, xạ và hình xương Công nghệ PET đóng vai trò quan trọng trong việc chẩn đoán sớm ung thư, cũng như các bệnh lý tim mạch và thần kinh, tuy nhiên, việc sản xuất dược chất FDG tại chỗ bằng máy Cyclotron vẫn chưa được áp dụng rộng rãi tại nhiều nơi ở Việt Nam.

Hiện nay, lò phản ứng hạt nhân Đà Lạt chỉ cung cấp các dược chất phục vụ y tế như I-131 cho chẩn đoán và điều trị tuyến giáp, và P-32 để giảm đau do di căn xương Các xét nghiệm sử dụng chất đánh dấu Tc-99m, mặc dù có ứng dụng rộng rãi trong chụp chẩn đoán bằng máy gamma camera SPECT, nhưng phải nhập khẩu do chưa được sản xuất trong nước Công nghệ PET và các sản phẩm khác từ Cyclotron cũng chưa được triển khai tại Việt Nam Tại Bệnh viện TƯQĐ 108, máy đã được sử dụng để phục vụ cho các nhu cầu y tế.

Cyclotron 30 MeV đầu tiên tại Viêt Nam cung cấp một số sản phẩm dược chất phóng xạ đời sống dài sử dụng cho gamma camera SPECT như Tl-201, I 123, In- - 111 đáp ứng nhu cầu sử dụng và xuất khẩu Máy Cycoltron này sản xuất các đồng vị phóng xạ có đời sống ngắn phục vụ cho chụp hình PET/CT tại khu vực Hà Nội và các tỉnh lân cận Các chất phóng xạ có đời sống ngắn như F-18, C 11, N- - 13 được sản xuất từ máy này có thể cung cấp cho các cơ sở địa phương với bán kính lên đến 300 km.

2.2 Công nghệ chẩn đoán ung thư sớm

Vai trò của PET (Positron Emission Tomography) trong Y học

PET là một phương pháp chẩn đoán y học hạt nhân hiện đại, cho phép thu nhận đồng thời hai tia gamma với năng lượng 511keV theo hướng ngược chiều 180 độ Trong hơn 10 năm qua, nhờ sự tiến bộ trong khoa học kỹ thuật và sản xuất động vị phóng xạ từ cyclotron, công nghệ PET đã trở thành một công cụ quan trọng trong y học, không chỉ trong nghiên cứu mà còn được ứng dụng rộng rãi trong thực hành lâm sàng.

Hiện nay, PET được ứng dụng rộng rãi trong thực hành lâm sàng tại các nước công nghiệp phát triển, đặc biệt trong lĩnh vực tim mạch, thần kinh và chẩn đoán cũng như điều trị ung thư.

2.2.1.1 Các ứng dụng của PET trong tim mạch

Trong tim mạch, PET dùng đánh giá hình ảnh tưới máu cơ tim (PET myocardial perfusion imaging), phân tích khả năng sống còn cơ tim (myocardial viability)

2.2.1.2 Hình ảnh tưới máu cơ tim bằng PET (PET myocardial perfusion imaging or PET MPI)

Nhiều chất đồng vị phóng xạ đã được nghiên cứu để đánh giá dòng máu động mạch vành bằng kỹ thuật PET Nguyên lý hoạt động của chúng tương tự như các dược chất phóng xạ trong SPECT MPI, cho phép cung cấp thông tin chi tiết về lưu lượng máu.

PET-MPI được phân bố tự do và giữ lại trong tổ chức cơ tim tương ứng với khả năng tưới máu của động mạch vành.

Máy PET được xem là phương pháp chẩn đoán hình ảnh không chảy máu chính xác nhất để đánh giá tưới máu cơ tim, với độ phân giải cao từ 4-6 mm và khả năng định lượng dòng máu động mạch trong cơ thể người PET cho phép đo lường tưới máu của tổ chức cơ tim theo thời gian (ml/pjuts/gam), từ đó đánh giá dự trữ dòng máu động mạch vành và mức độ ảnh hưởng sinh lý của tổn thương Nghiên cứu lâm sàng cho thấy độ nhạy của PET MPI trong chẩn đoán bệnh động mạch vành đạt từ 83-100%, độ đặc hiệu từ 72-100%, cao hơn so với SPECT MPI Mặc dù chi phí còn cao, PET MPI vẫn được ứng dụng trong lâm sàng, đặc biệt ở những bệnh nhân có hình ảnh SPECT MPI không rõ ràng Sự phát triển của hệ thống PET và cyclotron với giá thành rẻ hơn đang thúc đẩy ứng dụng PET MPI ngày càng phổ biến trong lĩnh vực tim mạch.

Hình 2.2 Mô tả biểu đồ hệ thống PET/CT

2.2.1.3 Đánh giá khả năng sống còn của cơ tim (myocardial viability)

Bệnh nhân mắc bệnh động mạch vành kèm theo giảm chức năng thất trái có tỷ lệ tử vong hàng năm từ 10-60%, thuộc nhóm nguy cơ cao Điều trị can thiệp, như nong động mạch vành qua da hoặc phẫu thuật cầu nối, là lựa chọn để giảm tai biến tim mạch, nhưng có nguy cơ cao ở bệnh nhân rối loạn chức năng thất trái Nghiên cứu cho thấy điều trị can thiệp chỉ hiệu quả ở bệnh nhân giảm chức năng thất trái do cơ tim đông miên, trong khi không mang lại lợi ích cho bệnh nhân có tổ chức sẹo do nhồi máu cơ tim, thậm chí làm tăng tỷ lệ tử vong Việc xác định khả năng sống còn của cơ tim và phân biệt giữa vùng cơ tim choáng váng và đông miên có ý nghĩa lâm sàng quan trọng Do đó, điều trị can thiệp được chỉ định cho bệnh nhân có vùng cơ tim đông miên nhằm khôi phục tưới máu động mạch vành, phục hồi chức năng thất trái và cải thiện tiên lượng.

Trong quá khứ, nhiều phương pháp như siêu âm dobutamin, hình ảnh tái phân bố thalium-201 và phân tích định lượng hình ảnh TC-99m đã được sử dụng để đánh giá khả năng sống còn của cơ tim Tuy nhiên, các phương pháp này vẫn còn nhiều hạn chế trong việc chẩn đoán và dự đoán khả năng phục hồi chức năng thất trái sau điều trị tái tạo động mạch vành.

18F FDG, sản phẩm của cyclotron, có đặc tính tương tự như glucose, cho phép nó được vận chuyển qua màng tế bào và giữ lại trong tế bào cơ tim sống Ngược lại, tổ chức cơ tim đã hoại tử với màng tế bào không toàn vẹn không cho phép vận chuyển 18F FDG Chẩn đoán cơ tim sống còn dựa vào sự không tương ứng giữa khuyết xạ trên hình ảnh tưới máu (giảm tưới máu) và hình ảnh FDG-PET bình thường (cơ tim còn hoạt động chuyển hóa) Tổn thương khuyết xạ phù hợp giữa hình ảnh tưới máu bằng PET MPI hoặc SPECT-MPI với tổn thương mất chuyển hóa của FDG-PET tương ứng với vùng tổ chức sẹo Công nghệ PET sử dụng 18F FDG đã nâng cao độ chính xác trong việc đánh giá sống còn cơ tim, cho phép phát hiện thêm những vùng cơ tim sống mà các phương pháp khác không thể nhận diện Đến nay, FDG PET đã trở thành phương pháp chuẩn vàng trong việc phát hiện cơ tim sống còn và dự đoán khả năng phục hồi chức năng thất trái sau điều trị can thiệp.

2.2.1.4 Các ứng dụng của PET trong các bệnh lý thần kinh

Các kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh như CT và MRI giúp xác định tổn thương giải phẫu của hệ thần kinh, nhưng nhiều bệnh lý não lại liên quan đến tổn thương chức năng PET là phương tiện chẩn đoán sử dụng phân tử gắn với chất đồng vị phóng xạ để ghi lại hình ảnh quá trình sinh học trong cơ thể sống Các phân tử phóng xạ phát ra tia positron được gắn vào các vị trí trong não, cho phép đánh giá tưới máu não và các bệnh lý liên quan đến thiếu hụt chất trung gian thần kinh, enzyme và chuyển hóa.

Chất đánh dấu phóng xạ 18F-FDG được sử dụng để đánh giá chuyển hóa glucose trong nghiên cứu PET, bắt đầu từ thập kỷ 70 Hiện nay, PET đóng vai trò quan trọng trong việc định lượng tưới máu và chuyển hóa của não, cũng như đánh giá hệ thống truyền tín hiệu qua chất trung gian hóa học và synap thần kinh Các ứng dụng phổ biến nhất của PET bao gồm chẩn đoán co giật do động kinh và sa sút trí tuệ.

Sử dụng PET trong chẩn đoán thần kinh, đặc biệt cho bệnh nhân động kinh, giúp xác định vị trí tổn thương khi các biểu hiện lâm sàng và dấu hiệu điện não không rõ ràng PET là công cụ hữu ích trong việc theo dõi và quản lý bệnh nhân co giật, nhờ vào khả năng phát hiện biến đổi sinh bệnh lý Trong cơn co giật, chuyển hóa và dòng máu não tăng lên rõ rệt, được thể hiện qua hình ảnh tăng cục bộ mật độ 18F FDG, cho thấy sự gia tăng chuyển hóa của tổ chức não Ngược lại, trong giai đoạn không có cơn co giật, giảm mật độ phóng xạ tại vị trí tổn thương tương ứng với sự giảm tưới máu và chuyển hóa.

Trong chẩn đoán sa sút trí tuệ, PET đóng vai trò quan trọng trong việc xác định, theo dõi và đánh giá tiến triển của bệnh Alzheimer Biểu hiện sớm của Alzheimer thường là tổn thương giảm tưới máu và chuyển hóa ở vùng đỉnh thái dương, có thể không đối xứng và nặng nề hơn Hình ảnh giảm chuyển hóa có thể xuất hiện ở nhiều vị trí khác, bao gồm cả vùng tiểu não Ngoài ra, PET cũng hỗ trợ trong việc phân biệt các thể sa sút trí tuệ khác nhau như sa sút trí tuệ trán thái dương, sa sút trí tuệ do bệnh Parkinson, bệnh lý mạch máu và sa sút trí tuệ có thể Lewy.

PET được ứng dụng rộng rãi trong chẩn đoán, theo dõi và tiên lượng các bệnh lý thần kinh, bao gồm rối loạn vận động, bệnh lý mạch máu não và các rối loạn tâm thần kinh khác.

2.2.1.5 Các ứng dụng của PET trong ung thư

Một trong những tiến bộ đáng chú ý trong lĩnh vực lâm sàng gần đây là ứng dụng PET (Positron Emission Tomography) trong thực hành y tế PET là công cụ chẩn đoán hiệu quả giúp phát hiện những biến đổi sinh hóa và sinh bệnh lý trong khối u Đặc biệt, FDG-PET đã được phát triển và công nhận rộng rãi trong việc chẩn đoán, phân giai đoạn, đánh giá đáp ứng điều trị, theo dõi và phát hiện ung thư tái phát.

Dược chất phóng xạ FDG là một trong những chất được sử dụng phổ biến trong chẩn đoán ung thư hiện nay FDG, tương tự như glucose, dễ dàng thấm qua màng tế bào ung thư nhờ các chất vận chuyển glucose và được phosphoryl hóa bởi men hexokinase thành FDG 6 phosphate, nhưng không được chuyển hóa, dẫn đến tích tụ trong tế bào Quá trình tích tụ 18F FDG trong tổ chức ung thư là cơ sở để phát hiện khối u thông qua hình ảnh phân bố của các đồng vị phóng xạ Công nghệ PET cho phép ghi hình toàn thân, giúp phát hiện và đánh giá vị trí, kích thước của ung thư cũng như tình trạng di căn hạch khu vực và di căn xa Do đó, FDG PET đã chứng minh hiệu quả kinh tế xã hội và được ứng dụng rộng rãi trong chẩn đoán, phân giai đoạn ung thư và theo dõi đáp ứng điều trị tại các nước phát triển.

…trong hầu hết các loại ung thư.

2.2.1.6 PET trong chẩn đoán ung thư

Hình ảnh tổn thương giải phẫu qua chụp CT hoặc MRI thường không đủ để phân biệt giữa khối u lành tính và ác tính Trong khi đó, hình ảnh chức năng của PET có khả năng phát hiện những thay đổi chuyển hóa của khối u ác tính, giúp xác định ung thư và phân biệt tổn thương ác tính với khối u lành Giá trị chẩn đoán của PET đã được khẳng định trong nhiều loại ung thư như ung thư phế quản, ung thư vú, bệnh hạch ác tính, melanoma, ung thư thực quản, cũng như ung thư vùng đầu và cổ.

2.2.1.7 Gía trị của PET trong phân giai đoạn ung thư

Công nghệ chẩn đoán hình ảnh ung thư sớm

Máy xạ hình cắt lớp (SPECT, PET) là thiết bị quan trọng trong việc phát hiện tổn thương ung thư và di căn, đồng thời chẩn đoán các bệnh lý về tim mạch, thần kinh, nội tiết, tiêu hóa, sinh dục và cơ xương khớp Các máy này sử dụng đồng vị phóng xạ đưa vào cơ thể dưới dạng dược chất phóng xạ, giúp đánh dấu các đối tượng cần ghi hình Tín hiệu thu được từ cơ thể sẽ được mã hóa và truyền vào máy tính để tái tạo hình ảnh tổn thương Dược chất phóng xạ tập trung vào các cơ quan nghiên cứu ở mức độ tế bào và phân tử, cung cấp hình ảnh chức năng, cho phép phát hiện sớm các tổn thương bệnh lý, kể cả những tổn thương rất nhỏ Máy SPECT và PET có độ nhạy cao hơn so với các thiết bị chẩn đoán hình ảnh khác như siêu âm, CT và MRI.

Việc phát hiện 20 tổn thương có thể giúp chẩn đoán sớm ung thư, mặc dù không phải tất cả đều cho thấy sự hiện diện của tế bào ung thư Những tổn thương này đóng vai trò quan trọng trong việc phát hiện bệnh kịp thời.

Máy xạ hình SPECT và PET đóng vai trò quan trọng trong việc phát hiện sớm tổn thương do di căn ung thư, đánh giá hiệu quả các phương pháp điều trị, và phân loại giai đoạn bệnh Những công nghệ này hỗ trợ bác sĩ trong việc chẩn đoán chính xác và lựa chọn phương pháp điều trị phù hợp, từ đó nâng cao khả năng tiên lượng cho bệnh nhân.

Máy SPECT và PET giúp phát hiện tổn thương sớm hơn so với CT và MRI, nhưng hình ảnh không sắc nét do tập trung vào chức năng hơn là cấu trúc giải phẫu Ngược lại, CT và MRI chỉ phát hiện tổn thương khi chúng đủ lớn, nhưng cung cấp hình ảnh cấu trúc rất rõ ràng Việc kết hợp dữ liệu chức năng từ SPECT và PET với thông tin cấu trúc từ CT đã chứng minh hiệu quả cao hơn trong việc đánh giá rối loạn trao đổi chất.

Việc kết hợp máy PET/CT với SPECT/CT cho phép xây dựng bản đồ thông tin tích hợp, giúp đánh giá đồng thời chức năng và cấu trúc giải phẫu, từ đó nâng cao độ chính xác trong chẩn đoán.

Hình 2.4 Nguyên lý hệ thống chẩn đoán PET/CT

Mặc dù máy SPECT có độ phân giải không cao, việc sử dụng hợp chất đánh dấu có thể cải thiện đáng kể khả năng xác định vị trí Khi kết hợp với thông tin từ chụp cắt lớp (CT), quá trình chỉnh sửa để tạo ra một tấm scan chất lượng cao sẽ diễn ra nhanh chóng.

Máy SPECT/CT và PET/CT được phát triển bằng cách kết hợp các ưu điểm của các kỹ thuật hình ảnh khác nhau, giúp bác sĩ có được hình ảnh tổn thương sớm cùng với định khu giải phẫu rõ ràng.

Vai trò của máy gia tốc hạt nhân cyclotron trong YHHN

Máy cyclotron được sử dụng để sản xuất các đồng vị phóng xạ có thời gian bán rã ngắn, cung cấp nguồn dược chất phóng xạ cho các thiết bị chẩn đoán hình ảnh như PET và SPECT.

Hình 2.5 Ví dụ chức năng PET/CT

Quy cách sản phẩm và ứng dụng các sản phẩm của máy gia tốc cyclotron được trình bày tóm tắt trong bảng sau:

STT Đồng vị Ký hiệu, đặc trưng và ứng dụng

TI-201, thời gian bán rã 73 giờ, dùng để nghiên cứu về cơ tim, động mạch vành và định vị khối u.

Galium-67 (Ga-67) có thời gian bán rã 77,9 giờ, được sử dụng trong chẩn đoán ung thư mô mềm, xác định vị trí và sự có mặt của di căn từ khối u nguyên thủy, từ đó hỗ trợ lập kế hoạch điều trị Ngoài ra, Ga-67 còn được ứng dụng trong chẩn đoán nhiễm trùng và một số lĩnh vực khác.

I-123 (I-iodine-123) là một đồng vị phổ biến trong y học hạt nhân, với thời gian bán rã khoảng 13,3 giờ Đồng vị này được sử dụng rộng rãi trong nhiều phương pháp chẩn đoán bệnh, nhờ vào khả năng cung cấp hình ảnh chính xác và hiệu quả I-123 có thể thay thế cho các đồng vị khác trong các ứng dụng chẩn đoán, mang lại lợi ích cho việc phát hiện và điều trị bệnh.

131 và Tc-99m trong một số chẩn đoán bệnh.

Indium-111 (In-111) có thời gian bán rã 67,2 giờ và là một trong những đồng vị phổ biến nhất được sử dụng trong máy gia tốc Đồng vị này được ứng dụng rộng rãi trong các khảo sát trong cơ thể sống (in vivo) và trong ống nghiệm (in vitro), bao gồm đánh dấu và nghiên cứu hệ thần kinh trung ương In-111 có khả năng thay thế các đồng vị Iodine trong việc đánh dấu kháng thể cho chẩn đoán và điều trị ung thư, đồng thời cũng có thể thay thế Tc-99m trong một số khảo sát đánh dấu kháng thể.

Here is the rewritten paragraph:Flourine-18 (F-18) là một đồng vị phóng xạ quan trọng với thời gian bán rã 110 phút, được sử dụng rộng rãi trong nghiên cứu não bộ, tim mạch và chẩn đoán cũng như tiên lượng ung thư Đặc biệt, F-18 là đồng vị chẩn đoán then chốt cho các khảo sát bằng máy hiện hình cắt lớp điện toán PET, mang lại kết quả chính xác và đáng tin cậy trong chẩn đoán và điều trị bệnh.

6 Oxygen-15 0-15, thời gian bán rã 123 giây, dùng cho các khảo sát trên máy PET như trao đổi chất oxy và lưu thông máu.

7 Nitrogen-13 N-13, thời gian bãn rã 10 phút, nghiên cứu tim và hàm lượng máu và dùng để đánh dấu các dược chất phóng xạ dùng cho PET.

8 Carbon-11 C-11, thời gian bán rã 20,3 phút, hiện hình não trên máy PET.

Kr-81m, thời gian bán rã 13 giây, tách chiết từ Rb-81 (T P 1/2 P

=4,6 giờ) generator, nghiên cứu phổi và mạch máu.

10 Đồng-67 Cu-67, thời gian bán rã 2,4 ngày, dùng để nghiên cứu gen phân tử

11 Galium-68 Ga-68, thời gian bán rã 68 phút, tách chiết từ máy phát Ge-68

(T P 1/2 P = 275 ngày) chụp hình định vị khối u.

12 Cobal-57 Co-57, thời gian bán rã 271,7 ngày, điều trị.

Re-186, thời gian bán rã 90,5 giờ, điều trị.

At-211, thời gian bán rã 7,2 giờ, điều trị.

Hg-197, thời gian bán rã 2,7 ngày, điều trị.

16 Platin-193 Pt-193, thời gian bán rã 4,3 ngày, điều trị

17 Kali-38 K-38, thời gian bán rã 7,6 phút, dùng để nghiên cứu tuần hoàn tim mạch.

18 Sắt-52 Fe-52, thời gian bán rã 8,2 giờ, dùng để nghiên cứu hấp thụ sắt của cơ thể.

Idonie-124 (I-124) có thời gian bán rã 4,2 ngày, là một đồng vị phóng xạ quan trọng trong điều trị bệnh thông qua phương pháp miễn dịch phóng xạ Đồng vị này được sử dụng để định liều phóng xạ trên máy PET, hỗ trợ hiệu quả trong việc điều trị ung thư bằng I-131.

20 Kali-43 K-43, thời gian bán rã 22 giờ, để nghiên cứu trao đổi Kali.

21 Titan-45 Ti-45, thời gian bán rã 3,09 giờ, một nhóm mới của dược chất phóng xạ.

22 Ytrium-87 Y-87, thời gian bán rã 80 giờ, phân rã thành Sr-87m (T P 1/2 P

=2,8 giờ) để chụp hình xương.

Bảng 2.1 Quy cách sản phẩm và ứng dụng sản phẩm do máy Cyclotron

CƠ SỞ NGUYÊN LÝ CHỤP CẮT LỚP PHÁT XẠ POSITRON ( PET )

3 1Các phương pháp chụp cắt lớp hiện nay và sơ đồ thu chụp thông tin

Các phương pháp chụp cắt lớp

Phân loại các phương pháp chụp cắt lớp dựa trên các dạng tác động vật lý khác nhau, với mỗi dạng tác động tương ứng với một phương pháp cụ thể Phương pháp chụp cắt lớp được hiểu là cách tổng hợp và tái tạo hình ảnh của các lớp cắt từ thông tin nhận được từ các tác động vật lý, phản ánh cấu trúc vật chất của lớp cắt theo lý thuyết Radon.

Bảng 3.1 Các phương pháp chụp cắt lớp

Dạng tác động Phương pháp chụp tương ứng

Bức xạ Rơnghen (tia – X) Chụp cắt lớp X-quang

Bức xạ Gamma Chụp cắt lớp Bức xạ đơn phôtôn

Bức xạ Pozitron Chụp cắt lớp Poziton

Trường từ Chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân

Sóng ngắn Chụp cắt lớp Sóng ngắn

Phần tử trọng lượng (Ion, U anfa, beta, U proton) Chụp cắt lớp Phần tử trọng lượng

Bức xạ hồng ngoại Chụp cắt lớp Hồng ngoại

Bức xạ siêu cao tần Chụp cắt lớp Siêu cao tần

Hiện nay, các phương pháp chụp cắt lớp phổ biến bao gồm chụp cắt lớp X quang, chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân và chụp cắt lớp positron Bên cạnh đó, một số phương pháp như sóng ngắn và phần tử trọng lượng vẫn đang trong giai đoạn thử nghiệm và chưa được áp dụng rộng rãi.

3.1.2.Sơ đồ thu chụp thông tin trong chụp cắt lớp:

Sơ đồ ghi chụp thông tin về đối tượng, do Haunsfield và Mac Cormac đề xuất và thực hiện lần đầu, được thể hiện trong hình 3.1 Nguồn tia Rơnghen tập trung dưới dạng chùm hẹp di chuyển dọc theo đoạn định hướng AA’, trong khi phần thu di chuyển dọc theo đoạn BB’ Cả phần phát và phần thu đều chuyển dịch một cách đồng bộ trong quá trình chụp.

Thông tin được lấy từ cường độ tia ở đầu ra phần phát và đầu vào phần thu, với các bước thiết lập trước Logarit của tỉ số cường độ tia ở đầu vào phần thu so với cường độ ban đầu được gọi là hình chiếu.

Hình 3.1 minh họa sơ đồ thu chụp thông tin, trong đó các đoạn định hướng AA’ và BB’ được cố định trên một khung có khả năng xoay quanh trục O Mỗi vị trí của khung sẽ tiến hành đo một bộ hình chiếu tương ứng với tổ hợp các tia song song, và bộ hình chiếu này thường được gọi là bộ hình quét.

Cùng với sự phát triển của đầu dò, sơ Sơ đồ ghi chụp thông tin về đối tượng Haunsfield và Mac-Cormac thay đổi gồm các dạng như sau:

Đầu chụp loại 1 thuộc thế hệ đầu tiên thực hiện quét vật thể nghiên cứu bằng tia Rơnghen chuẩn, với quá trình phát xạ được thu nhận qua phần tử cảm biến (detector) liên kết chặt chẽ với bộ phát xạ Hệ thống này có khả năng chuyển động tịnh tiến quay và tự quay quanh vật thể, với bước nhảy góc là 1 P 0 P Phần tử cảm biến sử dụng tinh thể nhấp nháy NaI (I-ốt Natri) kết hợp với thiết bị khuyếch đại ánh sáng (Φ3Y) Nguyên tắc chụp được minh họa trong hình 3.2.

Đầu chụp loại 2 thế hệ thứ hai sử dụng hệ thống bộ bức xạ và detector với chuyển động tịnh tiến quay tương tự như đầu chụp loại 1 Tuy nhiên, điểm khác biệt là nó thực hiện việc quét vật thể bằng chùm phân kỳ, bao gồm từ 3 đến 52 đường chuẩn Tín hiệu tương ứng với mỗi đường chuẩn sẽ được thu bằng một detector riêng biệt.

Việc đo 27 tín hiệu đồng thời cho phép tăng cường độ lớn bước nhảy, tương ứng với số đường chuẩn hoặc số đầu tách detector, từ đó giảm thời gian quét mỗi lớp Nguyên tắc chụp được minh họa trong hình 3.3.

Hình 3.2 Thế hệ đầu tiên trong chụp cắt lớp

Thế hệ thứ ba trong chụp cắt lớp, được gọi là đầu chụp loại 3, đã cải tiến đáng kể thời gian quét một lớp thông qua việc sử dụng chùm bức xạ Rơnghen phân kỳ hình quạt Thiết kế này cho phép quét toàn bộ vật thể cần nghiên cứu một cách hiệu quả Hệ thống bức xạ và đầu tách được liên kết chặt chẽ, hoạt động liên tục quanh vật thể với góc quét 180 độ, tối ưu hóa quá trình chụp cắt lớp.

360 P 0 P Bộ bức xạ làm việc trong chế độ xung, còn việc thu nhận thông tin được đo

Số lượng lớn các đầu tách (detector) cho phép thời gian quét một lớp thực giảm xuống dưới 5 giây Nguyên tắc chụp được minh họa trong hình 3.4.

Hình 3.4 Thế hệ thứ ba trong chụp cắt lớp

Thế hệ thư tư Đầu chụp loại 4 hoạt động tương tự như đầu chụp loại 3, nhưng khác biệt ở việc các phần tử detector được bố trí thành hình vành khuyên cố định trên dàn quay Hệ thống ống phát tia Rơnghen quay xung quanh vật thể và làm việc liên tục, với thời gian nghỉ lớn hơn thời gian phát xạ, có thể điều chỉnh Thời gian quét thường dao động từ 1 đến 5 giây, như được minh họa trong hình 3.5.

Hình 3 5 Thế hệ thứ tư trong chụp cắt lớp

Cấu tạo nguyên tử và hạt nhân nguyên tử

Hạt nhân nguyên tử được hình thành từ proton và nơtron Nơtron là các hạt trung hòa, không mang điện tích, có khối lượng lớn hơn khoảng 1839 lần so với electron Proton mang điện tích dương, với giá trị tuyệt đối bằng điện tích của electron.

Khối lượng của proton lớn hơn 1836 lần so với khối lượng của electron Proton và nơtron được coi là hai trạng thái điện tích khác nhau của cùng một loại hạt, gọi là nuclon.

Số proton trong hạt nhân được ký hiệu bằng chữ Z Dưới điều kiện bình thường, nguyên tử có điện tích trung hòa Tuy nhiên, trong một số điều kiện nhất định, nguyên tử có thể mất một hoặc nhiều electron, hoặc nhận thêm electron vào lớp vỏ, dẫn đến việc chuyển đổi thành ion dương hoặc ion âm.

Số nơtron trong hạt nhân được ký hiệu bằng chữ N, và tổng số nơtron và số proton (N+Z) được gọi là khối lượng số (A) Để ký hiệu các nguyên tử của một chất bất kỳ, người ta sử dụng cách ghi R z R X P A P hoặc X R z RP A.

P(Ở đây X là ký hiệu quy ước của nguyên tố)

Nguyên tử có điện tích giống nhau, giá trị N khác nhau được gọi là đồng vị.

3 Tín.3 h phóng xạ và phản ứng hạt nhân

Phóng xạ là hiện tượng chuyển đổi tự nhiên của đồng vị này sang đồng vị khác, có thể là cùng loại hoặc khác loại, đồng thời phát ra các hạt cơ bản hoặc lượng tử.

Phóng xạ được chia thành hai loại chính: phóng xạ tự nhiên và phóng xạ nhân tạo Phóng xạ tự nhiên xảy ra do sự chuyển hóa của các nguyên tố tự nhiên, trong khi phóng xạ nhân tạo là kết quả của quá trình chuyển hóa nguyên tố thông qua các phản ứng hạt nhân hoặc từ máy gia tốc hạt cơ bản, sử dụng tia bắn phá.

Trong phân rã beta (β), khi các electron tích điện âm (hạt beta β) được phát ra, khối lượng số của nguyên tử không thay đổi, trong khi điện tích của nguyên tử tăng lên.

Phân rã β P - P là quá trình mà sản phẩm phân rã xuất hiện ở vị trí một ô bên phải so với nguyên tố ban đầu trong bảng hệ thống tuần hoàn của Menđêlêép.

Bảng 3.2 Một số dạng phóng xạ cơ bản

Dạng phóng xạ Sự thay đổi Z Sự thay đổi A Đặc điểm

Phân rã α Z - 2 A - 4 Hạt αthoát ra

Phân rã β Z 1 ± A Chuyển hoá qua lại của proton (p) và nơtron (n) trong hạt nhân Phân rã β - P Z + 1 A n →p + (e P - P + v R e R )

Sự phân chia tự nhiên Z - Z R 1 A - A R 1 Sự phân chia hạt nhân thành hai mảnh có khối lượng và điện tích khác nhau

Phóng xạ proton Z - 1 A - 1 01 proton thoát ra từ hạt nhân Phóng xạ hai proton Z - 2 A - 2 02 proton thoát ra từ hạt nhân

Trong quá trình phân rã β, có sự hình thành và phát ra pozitron (e P + P) cùng với hiện tượng bắt electron (e - bắt), trong đó hạt nhân hấp thụ electron từ lớp vỏ bên ngoài (K, L, M, ) Kết quả là hạt nhân con bị kích thích, và khi trở về trạng thái cơ bản, nó sẽ bức xạ lượng tử γ.

Nếu quá trình phân rã phóng xạ xảy ra cùng với sự phát ra lượng tử, thì sẽ không có sự chuyển hoá nguyên tố γ, mặc dù năng lượng bên trong nguyên tố đó đã thay đổi một lượng tử nhất định.

Bảng 3.2 là bảng các dạng phóng xạ cơ bản được sử dụng để tạo ra lượng tử γtrong các hệ thống chẩn đoán.

Sau đây là một ví dụ về phản ứng phân rã beta được sử dụng trong thực tế:

Nguyên tố Tecniti trong trạng thái kích động, ký hiệu là R m R Tc P 99 P, có khả năng bức xạ lượng tử theo sơ đồ γ R m R Tc P 99 P → Tc 99 + γ Để tạo ra các lượng tử, người ta sử dụng phương pháp huỷ cặp electron eγ - với pozitron e +, xuất hiện trong quá trình phân rã β +.

Ví dụ về phân rã β + :

Sự huỷ electron và pozitron sinh ra cặp lượng tử có năng lượng 511Kev γ và bay ra theo các hướng ngược nhau.

Sự chuyển hoá hạt nhân nguyên tử diễn ra khi các hạt này tương tác với các hạt cơ bản hoặc tương tác lẫn nhau, được gọi là phản ứng hạt nhân.

Các phản ứng hạt nhân được ký hiệu như sau:

31 Ở đây: A: ký hiệu hạt nhân ban đầu.

B :sản phẩm tương tác(hạt nhân). a : hạt nhân ban đầu tro ng phản ứng. b : hạt sản phẩm của phản ứng.

Phản ứng hạt nhân tuân theo các quy luật bảo toàn khối lượng, năng lượng, xung lượng, điện tích và khối lượng số Tuy nhiên, khối lượng số có thể thay đổi khi động năng của các hạt tham gia phản ứng vượt quá 6 GeV.

Các ví dụ về phản ứng hạt nhân:

Te 130 (n, γ) Te 131 → I131 (3.5) (Ký hiệu nguyên tố: Mo-Môlipđen, S Lưu huỳnh, P Phốtpho, Te- - -Telua, I- Iốt).

3.4 Các hoá chất và đồng vị cho PET:

Các đồng vị phát xạ pozitron phổ biến ứng dụng trong máy PET là C 13 , N 14 ,

O 15 , F 18 Dưới đây là bảng các thông số đặc trưng của chúng: Đồng vị phóng xạ

Chu kỳ bán rã (phút) Kiểu phân rã

Hoạt độ phóng xạ lớn nhất theo lý thuyết Ci/mmmol)

Trong PET, các đồng vị phóng xạ phổ biến được sử dụng bao gồm những dược chất phóng xạ được gắn với các chất hóa học khác nhau Một số đồng vị phóng xạ thường gặp trong quy trình này rất quan trọng cho việc phát hiện và chẩn đoán bệnh.

(Chất đánh đấu) Dược chất phóng xạ Tên gọi

Bảng 3.5 Các dược chất phóng xạ thường dùng trong PET

Các hoá chất và đồng vị cho PET

Các đồng vị phát xạ pozitron phổ biến ứng dụng trong máy PET là C 13 , N 14 ,

O 15 , F 18 Dưới đây là bảng các thông số đặc trưng của chúng: Đồng vị phóng xạ

Chu kỳ bán rã (phút) Kiểu phân rã

Hoạt độ phóng xạ lớn nhất theo lý thuyết Ci/mmmol)

Bảng 3.4 liệt kê các đồng vị phóng xạ phổ biến được sử dụng trong PET, trong đó các dược chất phóng xạ được tạo ra bằng cách gắn đồng vị phóng xạ với các chất hóa học khác nhau Một số dược chất phóng xạ thường gặp trong PET bao gồm các đồng vị phóng xạ đặc trưng.

(Chất đánh đấu) Dược chất phóng xạ Tên gọi

Bảng 3.5 Các dược chất phóng xạ thường dùng trong PET

NGUYÊN LÝ HOẠT ĐỘNG CỦA PET/CT

Quy trì nh xử lý tín hiệu tạo ảnh của máy PET

Sơ đồ quy trình xử lý tín hiệu tạo ảnh

Hình 4.2 Sơ đồ quy trình xử lý tín hiệu tạo ảnh

HIỆU CHỈNH THỜI GIAN CHẾT

Phân tích hoạt động

Phát positron là hiện tượng vật lý xảy ra khi các đồng vị phóng xạ không bền phân rã, tạo ra positron Positron di chuyển trong mô với quãng đường ngắn khoảng 1-2 mm trước khi va chạm với electron của vật chất Khi positron và electron kết hợp, chúng hình thành positronnium, tồn tại trong thời gian rất ngắn khoảng 10^-10 giây, sau đó phân huỷ thành hai photon 511 keV Hai photon này phát ra với góc 180 độ, phụ thuộc vào khối lượng và động lượng của positron và electron.

Hình 4.3 minh họa sơ đồ phân rã phát xạ photon, trong đó hàng triệu photon ngược chiều từ bệnh nhân được phát hiện bởi hai đầu dò PET Các đầu dò PET hoạt động theo chế độ trùng hợp, chỉ ghi nhận những photon đến hai đầu dò đồng thời và tạo thành góc 180 độ Các đồng vị phóng xạ được đánh dấu β+ và β- trong quá trình này.

Detector photon phân huỷ được theo dõi thông qua việc đếm các đường đáp ứng (LOR) hình thành giữa hai tinh thể đã phát hiện photon 511 keV Những đường này được mô tả chi tiết trong hình 4.5.

Hình 4.5 Định nghĩa các LOR

Mỗi detector phát ra xung khi photon tác động lên nó, và các xung này được đưa tới mạch trùng hợp Tín hiệu từ các detector được đưa vào các bộ lựa chọn thời gian, sau đó truyền tới cổng phát xung Cổng này phát ra xung có độ rộng cụ thể, và khối logic phát tín hiệu nếu có sự đồng bộ ở cả hai đầu vào Cuối cùng, tín hiệu này sẽ được chuyển tới mạch lưu giữ.

4.1.2.2 Hiệu chỉnh dữ liệu Để ảnh khôi phục tỷ lệ với số lượng hoặc độ tập trung của phóng xạ ở vùng tương ứng trong cơ thể, chúng ta phải tiến hành hiệu chỉnh Sơ đồ hiệu chỉnh được đưa ra trên hình 4.7 sau đây:

Hình 4.7 Sơ đồ hiệu chỉnh

Sino gram thô (Ngẫu nhiên + Tán xạ + Sự kiện đúng)

(1) Hiệu chỉnh cho sự kiện ngẫu nhiên

(2) Hiệu chỉnh trùng hợp tán xạ

(4) Hiệu chỉnh thời gian chết

Sinogram sẵn sàng cho khôi phục ảnh

(1) Hiệu chỉnh các sự kiện ngẫu nhiên

Trùng hợp ngẫu nhiên xảy ra khi hai hạt nhân phân rã gần như cùng một thời điểm, dẫn đến việc phát ra 2 positron và 4 photon Trong số này, hai photon từ các phân hủy khác nhau được ghi nhận trong cửa sổ thời gian và được coi là từ một positron, trong khi hai photon còn lại không được ghi nhận.

Trung hop ngau nhien Detector (i)

Hình 4.8 Trùng hợp ngẫu nhiên

Sự kiện ngẫu nhiên ảnh hưởng đến việc tạo ra trùng hợp do giới hạn của cửa sổ thời gian trùng hợp điện, điều này có thể gây khó khăn trong việc phát hiện trùng hợp đúng Tán xạ ngẫu nhiên tạo ra nền trong xử lý khôi phục ảnh, làm giảm sự tương phản và mối tương quan giữa cường độ ảnh và độ phóng xạ thực tế Tỷ lệ trùng hợp ngẫu nhiên được ghi nhận từ cặp đầu dò phụ thuộc vào tỷ lệ các sự kiện đơn của từng đầu dò và độ rộng của cửa sổ thời gian trùng hợp.

Nếu tỷ lệ của các sự kiện đơn trên kênh i, j tương ứng là r R i, R , r R j R sự kiện trong

Trong 1 giây, τ là khoảng thời gian trùng hợp, L R i,j R đại diện cho đường đáp ứng (LOR) của đầu dò i và j Số trùng hợp ngẫu nhiên trên L R i,j R trong 1 giây, ký hiệu là C R i,j R, sẽ được tính toán dựa trên các thông số này.

Mặt khác, thời gian cắt lớp phụ thuộc đồng hồ hệ thống, vì vậy, C R i,j R được tính:

(Ở đây t R c R là thời gian một chu kỳ đồng hồ đơn, nt R c R tổng cửa sổ thời gian trùng hợp)

Chụp cắt lớp với BGO (tinh thể Bismuth germanate Bi R 4 R Ge R 3 R O R 12 R ) có thời gian t R c R là 2,5 ns, và n = 5 chu kỳ đồng hồ Khi đó nt R c R = 12,5 ns tương đương với

Phương pháp giữ chậm trùng hợp là một trong những phương pháp hiện đại và chính xác nhất trong hiệu chỉnh trùng hợp ngẫu nhiên Nguyên lý của phương pháp này là thu thập các sự kiện trong một cửa sổ giữ chậm, giữ chúng ở mức độ mà khả năng xảy ra trùng hợp đúng là không Để đạt được trùng hợp đúng, các sự kiện trong cửa sổ giữ chậm sẽ được loại bỏ khỏi tổng số sự kiện trùng hợp.

Cua so thoi gian trung hop

Tong so trung hop do duoc, Cm

Cua so thoi gian giu cham trung hop

Cua so thoi gian giu cham trung hop

Tong so su kien ngau nhien, C R

Tong so trung hop dung, C true

Hình 4.9 Sơ đồ mô tả phương pháp giữ chậm trùng hợp

* Phương pháp đếm tỷ lệ đơn:

Tổng số trùng hợp ngẫu nhiên R R i,j R trên đường đáp ứng L R i,j R trong khoảng thời gian T có thể được xác định thông qua tích phân của công thức (4.1) và (4.2) trong toàn bộ thời gian.

(4.3) Nếu r R i R (t) và r R j R (t) cùng thay đổi trong toàn bộ thời gian T, thì biểu thức (4.3) có thể được biến đổi về dạng sau:

Trong bài viết này, k là hằng số và s R j R, s R i R là hệ số đếm đơn, biểu thị số sự kiện xảy ra trong một giây Hàm f(t) đại diện cho bình phương của biểu thức phân rã thích hợp, được sử dụng để xác định phân bố lại có thể đã mất.

(2) Hiệu chỉnh trùng hợp tán xạ

2.a Đặc tính của phát xạ tán:

*) Phát xạ tán trong PET gây ra nền mờ khi khôi phục ảnh.

*) Trùng hợp tán xạ xảy ra khi một hoặc cả hai photon phân huỷ bị tán xạ trước khi được dò bởi đầu dò.

*) Trùng hợp tán xạ có thể xảy ra trong cơ thể hoặc trong đầu dò. ompton

Photon phân huỷ chủ yếu bị tán xạ, trong khi photon gốc truyền một phần năng lượng của nó để kích thích electron bật ra Nếu năng lượng còn lại của photon phân huỷ lớn hơn ngưỡng năng lượng hoặc nằm trong cửa sổ năng lượng, thì quá trình trùng hợp có thể được phát hiện.

*) Tuy nhiên, đường đáp ứng (LOR) trùng hợp tạo thành sau khi tán xạ không dài hơn đường tạo ra bởi các phân huỷ gốc.

*) Sự kiện tán xạ trong PET có thể rất cao, đặc biệt ở chế độ 3D và trong chụp ảnh bụng (có thể từ 60% đến 70%).

Mặc dù tán xạ Compton của photon phân huỷ có bản chất vật lý phức tạp, nhưng một số tính chất của các LOR tổng hợp có thể được áp dụng để định lượng sự phân bố của chúng và hiệu quả của dữ liệu đo được.

Các LOR nằm bên ngoài đường biên của đối tượng chỉ có thể được giải thích thông qua hiện tượng tán xạ trong cơ thể, khi loại trừ các sự kiện ngẫu nhiên Điều này cho thấy rằng các LOR phát sinh từ sự kiện đúng cộng tuyến với điểm phân huỷ.

- Phổ năng lượng trùng hợp thấp hơn đỉnh quang chiếm phần lớn (nhưng không được chấp nhận) gây ra bởi sự kiện tán xạ.

- Trùng hợp tán xạ phần lớn rơi vào cửa sổ đỉnh quang do ó một c photon tán xạ.

2.b Các phương pháp hiệu chỉnh tán xạ

Phương pháp hiệu chỉnh trùng hợp tán xạ phổ biến hiện nay là phương pháp cửa sổ đa năng lượng Phổ năng lượng cho thấy sự phân bố các sự kiện tán xạ được trình bày trên biểu đồ sau.

Hình 4 10 Cửa sổ năng lượn g

Kỹ thuật cửa sổ đa năng lượng dựa vào:

Phát hiện các photon phát ra từ chất đồng vị đánh dấu

Độ phân giải thời gian và phát hiện trùng hợp

Độ phân giải thời gian của detector PET phản ánh sự bất định trong đặc tính thời gian của detector nhấp nháy, dựa trên biến đổi sự kiện từ thăng giáng thống kê Khi tín hiệu có thời gian phân rã ngắn, độ phân giải thời gian cũng sẽ nhỏ Điều này rất quan trọng trong việc phát hiện, vì độ phân giải thời gian cao giúp cải thiện độ chính xác và độ nhạy của quá trình chẩn đoán.

Hai photon phát sinh từ một sự kiện trùng hợp đơn Để đạt độ phân giải thời gian chính xác cho việc xác định sự thay đổi của thời gian tín hiệu liên quan đến các sự kiện khác nhau, việc tính toán cần được thực hiện một cách chính xác khi dò tìm các sự kiện trùng hợp.

Hình 4.21 Sơ đồ 2 detector dò các photon trùng hợp phát từ điểm cách đều 2 detector

Sơ đồ trong Hình 4.21 minh họa hai detector phát hiện photon trùng hợp, được đặt cách đều nhau Biên độ tín hiệu từ hai detector có thể khác nhau do năng lượng truyền không hoàn toàn hoặc sự biến đổi trong hệ số khuếch đại của các detector quang Mạch điện trùng hợp sẽ phát ra một xung trigger hẹp khi tín hiệu từ detector vượt qua ngưỡng xác định cho từng biên độ Tại thời điểm t1, tín hiệu A khởi động xung 1 và đồng thời tạo ra một cửa sổ thời gian trùng hợp với độ rộng 2, tín hiệu B τ.

Độ phân giải thời gian của detector ảnh hưởng đến thời điểm khởi động của nó tại t2, dẫn đến sự khác biệt giữa t2 và t1 Tùy thuộc vào khoảng cách này, điểm bắt đầu của xung 2 có thể trùng hoặc không trùng với cửa sổ trùng hợp Đối với những detector có độ phân giải thời gian kém, cần thiết phải có giá trị lớn cho 2 để phát hiện hầu hết các sự kiện trùng hợp.

Trong máy chụp PET, hai photon trùng hợp phát từ vị trí bất kỳ trong trường quan sát (FOV), dẫn đến khoảng cách đi được của mỗi photon trước khi tương tác với detector khác nhau Đối với máy chụp toàn bộ cơ thể, khoảng cách này có thể đạt đến 100cm, tương đương với thời gian khác nhau tối đa khoảng 3-4 ns giữa hai tín hiệu Do đó, cửa sổ thời gian trùng hợp (2τ) của các bộ dò PET cần phải được mở rộng, thậm chí vượt quá độ phân giải thời gian yêu cầu Mặc dù các bộ nhấp nháy siêu nhanh như BaF2 có độ phân giải thời gian rất nhỏ, nhưng cửa sổ thời gian trùng hợp không thể giảm xuống dưới 3-4 ns trong chụp toàn cơ thể, do yêu cầu về sự khác biệt thời gian đến của hai photon phát ra ở biên của FOV, điều này có thể hạn chế hướng ngang của trường nhìn.

Trùng hợp ngẫu nhiên trong PET xảy ra khi hai photon không liên quan đến nhau đến detector trong khoảng thời gian cửa sổ trùng hợp lớn, dẫn đến sự kiện trùng hợp sai Những sự kiện này tạo ra nhiễu không tương quan, làm giảm độ tương phản của hình ảnh nếu không được hiệu chỉnh Cửa sổ thời gian trùng hợp rộng sẽ làm tăng số lượng sự kiện ghi nhận giống như các sự kiện trùng hợp, và hệ số trùng hợp ngẫu nhiên trong PET tỷ lệ với 2τ.A², trong đó A là phạm vi hoạt động của FOV.

Hệ số trùng hợp đúng tăng theo tuyến tính với mức phạm vi hoạt động đã được xác định Do đó, khi mức phạm vi hoạt động cao, hiện tượng trùng hợp ngẫu nhiên sẽ chiếm ưu thế hơn so với trùng hợp đúng.

Độ trùng hợp ngẫu nhiên có thể được đánh giá trong quá trình thu thập dữ liệu và được sử dụng để hiệu chỉnh dữ liệu chiếu Tuy nhiên, kỹ thuật hiệu chỉnh này có thể tạo ra nhiễu, do đó, để cải thiện tương phản ánh mà không làm giảm tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu (SNR), cần tối thiểu hóa trùng hợp ngẫu nhiên Sự tỷ lệ giữa tán xạ ngẫu nhiên và cửa sổ thời gian trùng hợp cho thấy rằng việc sử dụng cửa sổ hẹp sẽ giúp giảm thiểu sự xuất hiện của trùng hợp ngẫu nhiên trong detector Vì vậy, việc sử dụng PET với tinh thể nhấp nháy nhanh và độ phân giải năng lượng tốt là rất quan trọng để giảm thiểu hiện tượng này.

Đo thời gian bay là một yếu tố quan trọng trong công nghệ PET, giúp cải thiện độ phân giải thời gian và giảm thiểu trùng hợp ngẫu nhiên Việc tính toán điểm phân huỷ giữa hai detector được thực hiện bằng cách phân tích sự khác biệt về thời gian đến của hai photon Để đạt được điều này, cần sử dụng tinh thể nhấp nháy có tốc độ nhanh, chẳng hạn như BaF2.

Hình 4.22 Đo thời gian bay

Trong hình 4.22, điểm P là điểm phân huỷ cách điểm giữa 2 detector một khoảng d1 Photon A di chuyển dọc theo PA sẽ đi khoảng d-d1, photon B đi dọc theo

PB đi khoảng d+d 1 Các detector trùng hợp sử dụng để đo thời gian đến khác nhau giữa 2 photon là t Sử dụng vận tốc náh sáng c, ta có:δ

Để đánh giá chính xác d1, việc đo t là rất quan trọng, yêu cầu một tinh thể nhấp nháy nhanh với độ phân giải thời gian nhỏ hơn 0.8 ns Do đó, độ phân giải thời gian của detector PET đóng vai trò quyết định trong việc xác định sai số.

BaF2 là tinh thể nhấp nháy phổ biến nhất trong đo thời gian bay với δt = 0.8 ns, nhưng sai số xác định d1 có thể lên tới +6mm, đặc biệt khi sử dụng tinh thể nhấp nháy chậm Việc xác định chính xác vị trí điểm phân huỷ giúp cải thiện SNR trong ảnh nhờ giảm nhiễu trong quá trình xử lý Tuy nhiên, do BaF2 có khả năng bắt thấp, độ nhạy của máy quét thời gian bay cũng bị giảm, dẫn đến SNR giảm Do đó, thiết kế máy chụp này cần cân nhắc kỹ lưỡng giữa độ nhạy và khả năng đo thời gian bay.

4.3 Thu dữ liệu và đặc tính kỹ thuật của PET

4.3.1 Các sự kiện được dò trong chụp cắt lớp Positron

Việc dò các sự kiện trong PET dựa trên sự chuẩn mực trực điện tử Sự kiện được coi là có giá trị nếu:

- Hai photon được phát hiện trong cửa sổ thời gian điện đã được xác định trước gọi là cửa sổ trùng hợp.

- LOR tạo thành giữa chúng nằm trong góc cho phép của máy chụp cắt lớp.

- Năng lượng truyền cho tinh thể bới cả 2 photon namừ trong cửa sổ năng lượng được chọn.

Các sự kiện trùng hợp thường được gọi là các sự kiện gợi ý, nhưng không phải tất cả đều đáp ứng tiêu chuẩn mong muốn Một số sự kiện này có thể không mong muốn do một hoặc cả hai photon bị tán xạ, hoặc sự trùng hợp xảy ra từ việc dò ngẫu nhiên hai photon từ các phân huỷ positron không liên quan Trong lĩnh vực dò PET, có nhiều thuật ngữ được sử dụng để mô tả các loại sự kiện khác nhau.

Sự kiện đơn trong chụp PET được định nghĩa là một photon đơn được phát hiện bởi thiết bị Thông thường, thiết bị này chỉ chuyển đổi từ 1% đến 10% các sự kiện đơn thành các sự kiện trùng hợp được ghép cặp.

Trùng hợp là sự kiện xảy ra khi các cặp positron và electron phân huỷ, tạo ra hai photon Hai photon này di chuyển đến các detector nằm ở hai mặt đối diện của máy chụp.

82 cắt lớp mà không tương tác với các nguyên tử xung quanh và được ghi trong cửa sổ thời gian trùng hợp.

Trùng hợp ngẫu nhiên xảy ra khi hai hạt nhân phân rã gần như đồng thời, dẫn đến việc phát ra 4 photon sau khi cả hai positron phân huỷ Trong số này, hai photon từ các phân huỷ khác nhau được ghi nhận trong cùng một khoảng thời gian và được xem như phát ra từ một positron, trong khi hai photon còn lại bị mất Các sự kiện này được coi là các kiện gợi ý, tuy nhiên, chúng không liên quan đến phân bố không gian của chất phóng xạ Tỷ lệ sự kiện ngẫu nhiên (Rab) giữa hai detector a và b được tính dựa trên số lượng phân huỷ trong 1 giây.

Rab= 2τ.Na.Nb (4.64) Trong đó: N là tỷ lệ sự kiện đơn xảy ra tại detector a và b

2 τlà độ rộng cửa sổ trùng hợp

Thường N a ≈Nb vì thế độ đếm sự kiện ngẫu nhiên tăng tỷ lệ với N 2

Phương pháp thu nhận thông tin

4.4.1.1 Nguyên lý chụp cắt lớp vi tính

Dựa trên nguyên lý tái tạo hình ảnh từ bức xạ tia X, Hounsfield đã phát minh ra phương pháp chẩn đoán y tế Một chùm tia X nhỏ được chiếu qua bệnh nhân, thường vuông góc với trục dọc của cơ thể Cửa sổ chùm tia X phát ra trong hình ảnh X quang có dạng hình chữ nhật, với chiều rộng tương ứng với độ dày lớp cắt và chiều dài là phạm vi của chùm tia.

Công nghệ chiếu xạ 103 cho phép hình ảnh hóa toàn bộ cơ thể cần chụp, tạo ra các ảnh cắt ngang với độ dày được xác định trước.

Khi chùm tia X chiếu quanh cơ thể từ nhiều hướng, bộ phận phát hiện ghi nhận tỷ trọng tại từng điểm trên mặt cắt Tỷ trọng khác nhau dẫn đến mức độ hấp thụ tia X không đồng nhất, làm cho năng lượng tia X còn lại sau khi đi qua các điểm này cũng khác nhau Các thông số về mức độ hấp thụ được máy tính ghi lại và mã hóa thành yếu tố hình ảnh (Pixel) từ các yếu tố thể tích (Voxel).

Hình 4.35 Sơ đồ mô phỏng cấu trúc CT

Sơ đồ thu nhận thông tin về đối tượng nghiên cứu do Haunsfield và Mack- Cormack đề xuất và thực hiện đầu tiên được chỉ ra trên hình 4.31

Hình 4.36 Sơ đồ thu nhận thông tin trong chụp cắt lớp

Nguồn tia Rơnghen tập trung di chuyển dọc theo đoạn AA', trong khi phần thu di chuyển theo đoạn BB' Cả phần phát và phần thu đều chuyển dịch đồng bộ, và quá trình thu nhận thông tin, cụ thể là cường độ chùm tia Rơnghen ở đầu ra phần phát và đầu vào phần thu, được thực hiện theo các bước đã thiết lập trước Logarit tỉ số cường độ tia ở đầu vào phần thu so với cường độ ban đầu được gọi là hình chiếu.

Các đoạn AA' và BB' được cố định trên một khung có khả năng xoay quanh trục O Mỗi vị trí của khung sẽ được đo một bộ hình chiếu tương ứng với tổ hợp các tia song song, gọi là bộ hình quét vật thể Để khôi phục cấu trúc bên trong của đối tượng được chiếu tia X, cần có tập hợp các bộ hình quét cho tất cả các vị trí của khung Thực tế, việc thu nhận thông tin diễn ra theo một tập hợp rời rạc các góc quay với bước ∆θ nhất định Thời gian thu thập thông tin để tạo hình ảnh mất khoảng 4-5 phút, do đó, phát triển phương pháp này nhằm giảm thời gian đo bằng cách tăng số đầu thu và sử dụng chùm tia thay cho tia đơn Các thuật toán khôi phục cấu trúc cho sơ đồ thu nhận thông tin phức tạp có thể áp dụng từ các thuật toán xử lý thông tin cho sơ đồ tia song song Do đó, bài viết sẽ tập trung vào sơ đồ quét bằng chùm tia song song Để tiếp tục, cần đưa ra các định nghĩa, ký hiệu và giả thuyết liên quan Giả sử kích thước ngang của tia Rơnghen rất nhỏ và ảnh hưởng của tán xạ có thể bỏ qua, ta có thể đặc trưng tia bằng cường độ S tại điểm xác định bởi vector x, và sự thay đổi S dọc theo tia sẽ được xác định bởi hệ số hấp thụ tuyến tính α(x) theo công thức Ber.

Gọi phôn bố (x) theo tiết diện quạt cho trước là đặc trưng cấu trúc của đối tượng Gắn vào mặt phẳng quét một hệ tọa độ Đềcác cố định Oxy, với tâm O là tâm quay của hệ thống.

Khung quay của hệ tọa độ Đềcác di động Ots có trục Os hướng từ phần phát đến đầu thu theo tia trung tâm đi qua trục quay O Trục Ot được định hướng như minh họa trong hình 4.32.

Hình 4.37 Hệ toạ độ gắn với đầu quét

Vị trí của hệ tọa độ di động so với hệ tọa độ cố định được xác định thông qua góc θ, với các công thức t = xcosθ + ysinθ và s = xsin(-θ) + ycosθ Để chuyển đổi từ hệ tọa độ di động sang hệ tọa độ cố định, ta sử dụng các công thức x = tcosθ - ssinθ và y = tsinθ + scosθ.

Tương ứng với công thức (4 1) ta có dạng.7 :

Trong nghiên cứu này, hệ số hấp thụ tuyến tính (x,y) được xác định dựa trên tia tại vị trí hiện tại, tính theo góc và khoảng cách từ tia hiện θ đến tia trung tâm Giá trị cường độ tia Rơnghen tại đầu ra phần phát được ký hiệu là S0, trong khi 2R đại diện cho quãng đường mà tia đi qua.

Giả sử bên ngoài đối tượng nghiên cứu, giá trị a = 0, do đó tích phân trong công thức (4 5) chỉ được tính cho phần bên trong cơ thể bệnh nhân Tuy nhiên, giới hạn của tích phân này có thể coi là vô cùng Khái niệm hình chiếu được xác định rõ hơn, với tích phân p(t, θ) được định nghĩa là hình chiếu, cụ thể là: p(t, θ) = -ln [I(t, θ)/I0] = ∫.

Đại lượng (x, y) tại (4.76) thể hiện cấu trúc vật chất của đối tượng và có mối liên hệ chặt chẽ với cường độ chùm tia Rơnghen tại đầu thu theo biểu thức đã nêu.

Bài toán cơ bản trong chụp cắt lớp là phát triển thuật toán để xác định giá trị à(x,y), dựa trên mối quan hệ giữa p(t, θ) và à(x,y) theo biểu thức (4.76).

Nguyên lý tạo ảnh trong chụp cắt lớp X quang

Một Voxel là khối đồng nhất, vì vậy có thể tính sự suy giảm cường độ X:

Si = phát xạ thu nhận dược

Io = phát xạ không suy giảm ban đầu à = Hệ số suy giảm l = Độ dày của đối tượng với hệ số suy giảm à

Hình 4.38 Hình vẽ mô tả sự suy giảm tia X

Cụng thức trờn cú thể được chuyển đổi theo độ lớn của à Hệ số suy giảm à của một Voxel là : à = 1/ l* Ln (So/Si) (4.78)

Giá trị của hệ số suy giảm của từng voxel được đo bằng phương pháp CT và được hiển thị chính xác tại vị trí tương ứng như một pixel trong hình ảnh hiển thị.

Trong chụp cắt lớp (CT), không thể ghi lại hệ số suy giảm của từng Voxel một cách riêng lẻ thông qua một phương pháp đo đạc cụ thể Thay vào đó, chúng ta thường nhận được hàm tổng của nhiều hệ số suy giảm Ví dụ, như được minh họa trong hình vẽ 1.9 dưới đây, ∑ nhận được là tổng hợp của 256 giá trị hệ số suy giảm riêng lẻ.

Hình 4.39 Mô tả độ suy giảm từng khối

Vậy ta có: à∑ = à1+ à2+à3+……+à256 = 1/d * Ln (S0/S1) + 1/d * Ln (S1/S2) +1/d * Ln

4.4.2.2 Định lý lớp cắt Fourier

Trong phương pháp chụp X quang, nhiều sơ đồ hình học được áp dụng để thu thập dữ liệu hình chiếu Để dễ hiểu, chúng ta sẽ xem xét việc khôi phục ảnh từ chùm hình chiếu song song hai chiều, với hàm ảnh của đối tượng được biểu diễn là i(x, y).

Biến đổi Fourier của hàm ảnh này sẽ là:

Để đơn giản hóa nguyên lý lát cắt Fourier, ta xem xét trường hợp với θ = 0 Đầu tiên, chúng ta phân tích biến đổi Fourier của đối tượng trong vùng tần số v = 0, khi đó, dạng đơn giản của nó được biểu diễn như sau: dxdy e y x i ( , ) j 2 π ( ux vy ) (4.79).

Bởi vì nhân tố pha không còn phụ thuộc vào , nên tích phân này có thể y chia ra thành 2 phần:

− ∫ (4.81) Thành phần trong ngoặc vuông là hình chiếu của hằng số x, dp(0,x) = ∞ ∫

Hình 4.40 Định lý lớp cắt Fourier liên hệ phép biến đổi Fourier của hình chiếu với phép biến đổi Fourier của đối tượng

Biến đổi Fourier của phép chiếu thẳng đứng của một ảnh tương ứng với mặt cắt xuyên tâm nằm ngang của biến đổi Fourier 2 chiều của ảnh đó Mối quan hệ này có thể được mở rộng cho bất kỳ hướng chiếu nào Khi một ảnh được xoay một góc với trục x, biến đổi Fourier cũng sẽ xoay một góc tương ứng với trục u Do đó, biến đổi Fourier của hình chiếu dọc trục tạo ra một góc θ theo trục x, phản ánh biến đổi Fourier của ảnh theo đường xuyên tâm tại góc θ Mối quan hệ này thể hiện một định lý về lớp cắt Fourier.

Dp( ,θ ω) = I(ωcosθ, ωsinθ) (4.83) ở đây Dp(θ , ω) là biến đổi Fourier của dp(θ,t) theo t

Kết quả cho thấy hình chiếu của đối tượng tại các góc θ 1, θ 2, θ 3… θ k và phép biến đổi Fourier tại những vị trí này Chúng ta có thể xác định giá trị của hàm I(u,v) trên các đường thẳng xuyên tâm như minh họa trong hình 1.10 Nếu có một số lượng vô hạn hình chiếu, giá trị hàm I(u,v) sẽ hiện diện ở tất cả các điểm trên mặt phẳng (u,v), từ đó cho phép khôi phục lại hàm đối tượng thông qua phép biến đổi Fourier.

Biến đổi ngược Fourier là một khái niệm quan trọng trong phân tích hàm số Trong không gian n chiều, phép biến đổi Radon Rn của hàm i(x) trong không gian Schwartz được định nghĩa như là tập hợp của hơn (n-1) chiều của nó Điều này cho phép chúng ta hiểu rõ hơn về cấu trúc và tính chất của hàm số trong không gian đa chiều.

- là một véc tơ xác định trên (n 1) đơn vị kích thước làm thành hình cầu

Rn(-θ,-s) = Rn(θ, s) s là số thực (4.85)

R n là một hàm chẵn, và chúng ta có thể tổng quát hóa định lý lát cắt Fourier của R n (θ ,s) đối với hàm I (θ ,w) Định lý này cho thấy sự đơn giản của nó bằng cách liên kết dữ liệu Radon với một mặt cắt xuyên tâm trong không gian Fourier Tất cả dữ liệu Radon phải được cung cấp hoặc có thể xuất ra, với các đường xuyên tâm bao trùm không gian Ảnh sẽ được khôi phục thông qua phép biến đổi ngược Fourier Trong thực tế, dữ liệu hình chiếu thường bị lấy mẫu không đầy đủ, và các vấn đề như sai lệch lượng tử hóa và tiếng ồn cũng xuất hiện Nhiều thuật toán đã được phát triển để khôi phục ảnh từ các dữ liệu hình chiếu này.

Phương pháp khôi phục ảnh bao gồm hai lớp nghiên cứu chính: lọc chiếu ngược và lặp đi lặp lại chiếu ngược Lọc chiếu ngược là phương pháp phổ biến nhất, cho phép khôi phục ảnh một cách nhanh chóng và chính xác Trong khi đó, khôi phục lặp đi lặp lại hứa hẹn sẽ được áp dụng rộng rãi trong tương lai nhờ vào khả năng cung cấp dữ liệu hình chiếu đa dạng.

Khôi phục ảnh dùng bộ lọc hình chiếu gồm các bước sau:

4.4.2.3 Khôi phục chùm song song Áp dụng công thức biến đổi ngược Fourier ta có: i(x,y) ∫

Sử dụng công thức lát cắt Fourier, ta có: i(x,y) = ∫ ∫ ∞

(4.90) Ở đây (f t) là bộ lọc khôi phục: f(t) = ∫ ω e j2 πω t d ω

Lưu ý rằng hàm f(t) không có sẵn, nhưng Dp(θ,ω) cơ bản có thể được tạo ra, và f(t) là giá trị chính xác trong phạm vi dải thông cực đại của Dp(θ,ω) Về mặt hình học, công thức này thực hiện phương pháp bộ lọc hình chiếu ngược để khôi phục ảnh Công thức này có thể được chia thành hai phần: i(x,y) = ∫ π θ θ + θ θ.

Công thức này thực hiện lọc với tần số đáp ứng w, do đó (q θ, t) được gọi là bộ lọc hình chiếu (filtered projection) Giá trị hình chiếu tại các góc khác nhau được cộng lại để ước lượng giá trị hàm ảnh i(x,y) Công thức (1.23) cung cấp hàm i(x,y) khi có giá trị bộ lọc hình chiếu, được hiểu là hình chiếu ngược (Backprojection) W được xem như một bộ lọc đảo ngược, và phép nhân Dp (θ,ω) với w sẽ làm tăng ảnh hưởng của Dp.

(θ,ω) tại các tần số cao Như vậy, q (θ, t) là một kiểu lọc của dp (θ,t), nó là phép cuộn của dp (θ ,t) và (f t) Tương ứng, q(θ,t) là biến đổi Hilbert của d’p (θ,t ) hay là: q(θ,t) t t d t p

Hình chiếu ngược q (θ, t) dọc theo tia X, được biểu diễn bởi công thức 2 θ π (4.94) i x y( , ), là một phương pháp quan trọng trong việc khôi phục hàm ảnh Để đánh giá hiệu quả của phương pháp này, cần tính đến hình chiếu tại một góc cố định θ Khi tia X xuyên qua điểm (x, y) trong vùng cắt ngang, giá trị t(x,y) được xác định bởi t(x,y) = x cos θ + y sin θ (4.95) Bộ lọc hình chiếu ngược q (θ,x cosθ+ y sin θ) đóng vai trò quyết định trong việc khôi phục hàm ảnh i x y( , ) sau khi được điều chỉnh với một góc thích hợp Lưu ý rằng bộ lọc hình chiếu tại góc θ sẽ tạo ra cùng một mức đóng góp cho việc khôi phục ở tất cả các điểm trong trường tương ứng với t.

H× nh 4.41 Mô tả phương pháp lọc hình chiếu ngược

Chiếu ngợc đơn giản Chiếu ngợc có lọc

Phương pháp lọc chiếu ngược được mô tả qua hình vẽ trên đây, trong đó mỗi bộ lọc nh chiếu được cộng vào (smeared back) hoặc chiếu ngược trên toàn bộ hình.

Hình vẽ bên trái trình bày ba hình chiếu ngược đơn giản, tuy nhiên trong thực tế, cần nhiều dữ liệu hình chiếu hơn Một profile xuyên qua đối tượng sẽ thu nhận được hình chiếu ngược đơn giản Phương pháp lọc hình chiếu ngược sử dụng hạt nhân cuộn để xử lý dữ liệu hình chiếu, và kết quả thu được sẽ được áp dụng trong quy trình chiếu ngược Khi áp dụng phương pháp này, profile xuyên qua đối tượng giúp giải thích tính sắc nét của các hình trụ, phản ánh chính xác đặc điểm của đối tượng đang được kiểm tra.

Hình 4.40dưới đây mô tả một ví dụ về phương pháp lọc hình chiéu ngược:

Hình 4.42 Ví dụ về phương pháp lọc hình chiếu ngược 4.4.2.4 Bậc thang tỷ trọng:

Mỗi điểm trên lớp cắt hấp thụ tia X có tỷ trọng khác nhau, phụ thuộc vào đặc tính của từng mô trong cơ thể Để xác định hằng số tỷ trọng, Hounsfield đã phát triển một bậc thang tỷ trọng, giúp phân loại các mô dựa trên khả năng hấp thụ tia X.

Không cuộn Chiếu ngợc

Hình 4.43 Bậc thang tỷ trọng Nước tinh khiết: Có hằng số tỷ trọng bằng 0, lấy đơn vị là Hounsfield (HU)

- Dịch và những tổ chức có tỷ trọng cao hơn nước sẽ có hằng số tỷ trọng lớn hơn 0, xương đặc có tỷ trọng cao nhất

Nguyên lý tạo ảnh PET/CT

Thông tin bệnh nhân

- Tiểu sử: Xuất huyết tiêu hóa năm 2005.

- Xét nghiệm đã có: Nội soi, sinh thiết dạ dày.

- Chẩn đoán: K hang vị dạ dày.

- Vùng quét cắt lớp: Từ vùng đỉnh đầu đến 1/3 xương đùi.

- Chỉ định: Chụp CT Scanner (không tiêm thuốc cản quang tĩnh mạch)

- Chụp trên máy CT Scanner 04 slice của hãng GE

5.1.3 Mô tả Ở đây do bệnh nhân có tiền sử xuất huyết tiêu hóa cùng triệu chứng đau vùng bụng kéo dài và dựa trên kết quả nội soi, sinh thiết dạ dày nên có thể chẩn đoán bị K dạ dày Nên ta chú ý nhiều hơn tới hình ảnh cắt lớp vùng bụng và tiểu khung

Nhìn trên ảnh chụp cắt lớp CT Scanner ta nhận thấy:

- Vùng đầu cổ: xuất hiện một vài hạch nhỏ, hạch lớn nhất kích thước 8mm ở góc bên phải hàm Hầu như không có thay đổi nào về cấu trúc.

Vùng ngực cho thấy sự xuất hiện của một số hạch nhỏ ở hố lách bên phải với kích thước dưới 10mm, trong khi hố lách bên trái không có dấu hiệu bất thường nào Cấu trúc vùng ngực hầu như không có thay đổi đáng kể.

Vùng bụng và tiểu khung có sự xuất hiện của một vài hạch nhỏ ở góc bờ cong nhỏ, trong khi các vùng gan, lách, tụy và thượng thận không ghi nhận bất thường nào Cấu trúc tổng thể hầu như không có thay đổi.

- Hệ xương, khớp: Không có thay đổi về cấu trúc.

- Liều hiệu dụng: 12,3 msV (đạt yêu cầu an toàn bức xạ do IAEA đề ra) 5.1.4 Kết luận Cần phải làm thêm một số xét nghiệm khác

Như vậy, chẩn đoán hình ảnh bằng CT scanner không đem lại những dấu hiệu rõ ràng để chẩn đoán xác định về bệnh lý của bệnh nhân

Chụp bằn g máy PET

Thông tin bệnh nhân

- Tiểu sử: Xuất huyết tiêu hóa năm 2005.

- Xét nghiệm đã có: Nội soi, sinh thiết dạ dày.

- Chẩn đoán: K hang vị dạ dày.

Cách thức tiến hành

- Vùng quét cắt lớp: Từ vùng đỉnh đầu đến 1/3 xương đùi.

- Chụp trên máy PET của hãng GE sử dụng dược chất phóng xạ 18 FDG liều lượng: 9.5 mCi, đường máu: 5.3 mmol/l

5.2.3 Mô tả Ở đây do bệnh nhân có tiền sử xuất huyết tiêu hóa cùng triệu chứng đau vùng bụng kéo dài và dựa trên kết quả nội soi, sinh thiết dạ dày nên có thể chẩn đoán bị K dạ dày Nên ta chú ý nhiều hơn tới hình ảnh cắt lớp vùng bụng và tiểu khung

Nhìn trên ảnh chụp cắt lớp PET ta nhận thấy:

Vùng đầu cổ cho thấy sự tăng nhẹ về chuyển hóa, với hạch lớn nhất ở góc phải đầu có kích thước 8 mm và tăng chuyển hóa cao nhất với SUV max đạt 3.0 Ngoài ra, vùng cổ cũng ghi nhận sự tăng chuyển hóa sinh lý.

- Vùng ngực: Phần trung thất tăng chuyển hóa bất thường Vùng chuyển hóa bất thường bên phải có kích thước 10mm với SUV max 4.9.

- Vùng bụng và tiểu khung: Thấy xuất hiện vùng tăng chuyển hóa với SUV max 4.9 Một số vùng khác tăng nhẹ chuyển hóa.

- Hệ xương khớp: Xuất hiện nhiều vùng tăng chuyển hóa bất thường.

- Liều hiệu dụng: 6,8 msV (đạt yêu cầu an toàn bức xạ do IAEA đề ra)

5.2.4 Kết luận Có dấu hiệu bất thường , chẩn đoán ung thư vùng bụng và tiều khung Chưa biết cụ thể chỗ nào trên cơ thể Cần đi chụp CT Scanner

Như vậy, chẩn đoán hình ảnh cắt lớp bằng PET chưa xác định rõ bệnh nhân bị khởi phát ung thư từ chỗ nào trên cơ thể

5.3 Chụp bằng máy PET/CT

Thông tin bệnh nhân

- Tiểu sử: Xuất huyết tiêu hóa năm 2005.

- Xét nghiệm đã có: Nội soi, sinh thiết dạ dày.

- Chẩn đoán: K hang vị dạ dày.

Cách thức tiến hành

- Vùng quét cắt lớp: Từ vùng đỉnh đầu đến 1/3 xương đùi.

- Chỉ định: Chụp PET/CT (không tiêm thuốc cản quang tĩnh mạch)

Chụp hình ảnh bằng máy PET/CT của hãng GE, bao gồm máy CT scanner 04 slice và máy PET, sử dụng dược chất phóng xạ 18 FDG với liều lượng 9.5 mCi Đường máu của bệnh nhân được ghi nhận là 5.3 mmol/l.

5.3.3 Mô tả Ở đây do bệnh nhân có tiền sử xuất huyết tiêu hóa cùng triệu chứng đau vùng bụng kéo dài và dựa trên kết quả nội soi, sinh thiết dạ dày nên có thể chẩn đoán bị K dạ dày Nên ta chú ý nhiều hơn tới hình ảnh cắt lớp vùng bụng và tiểu khung

Hạch nhỏ ở hai bên góc hàm (loge 2 R, L) cho thấy sự tăng nhẹ về chuyển hóa Hạch lớn nhất nằm ở góc hàm bên phải với kích thước 8 mm, có mức tăng chuyển hóa cao nhất với giá trị SUV max đạt 3.0.

+ Tăng chuyển hóa sinh lý amidan hai bên.

+ Không thấy hạch lớn hố thượng đòn, trung thất tăng chuyển hóa bất thường.

+ Vài hạch nhỏ hố hách bên phải tăng chuyển hóa, hạch lớn nhất kích thước

10 mm với SUV max: 4.9 Vài hạch nhỏ hố nách trái không tăng chuyển hóa.

+ Không thấy nốt bất thường nhu mô phổi.

- Vùng bụng và tiểu khung:

+ Khối u hang vị dạ dày tăng chuyển hóa với SUV max: 4.9.

+ Vài hạch nhỏ góc bờ cong nhỏ, hạch rốn gan tăng nhẹ chuyển hóa.

+ Không thấy hình ảnh tổn thương tăng chuyển hóa bất thường ở gan, tụy, lách, thận và thượng thận hai bên.

Tăng chuyển hóa sinh lý cấu trúc ống tiêu hóa còn lại và hệ tiết niệu.

Nhiều ổ tổn thương tiêu xương với sự tăng chuyển hóa bất thường đã được phát hiện tại các vị trí như thân đốt sống ngực D2 và D6, thân xương ức, cung sau đốt sống L2, xương cánh chậu, xương cùng hai bên, ổ cối bên trái và đầu xương đùi bên phải.

Liều hiệu dụng là 19,2 msV, đáp ứng tiêu chuẩn an toàn bức xạ của IAEA Kết luận cho thấy có sự di căn vào hang vị dạ dày, các hạch lân cận, hạch nách bên phải, và đa ổ xương, đồng thời cần theo dõi di căn ở hạch góc hàm bên phải.

Chụp PET/CT cho phép xác định bệnh lý của bệnh nhân một cách rõ ràng và chính xác hơn so với việc chỉ sử dụng hai phương pháp chụp độc lập là PET hoặc CT.

Qua đó ta có những nhận xét sau về ưu nhược điểm của chẩn đoán ung thư bằng PET/CT: Ưu điểm:

Hình ảnh từ PET/CT kết hợp cấu trúc và chức năng, giúp xác định chính xác vị trí và kích thước của khối u ung thư ngay cả khi chúng còn nhỏ, dưới 2mm Đối với những khối u quá nhỏ hoặc có nhiều nhầy, người ta sử dụng dược chất phóng xạ như 11C Methionine hay 11C Acetate để thay thế, mà không cần can thiệp bằng giải phẫu bệnh.

- Hình ảnh PET/CT cho ta thấy rõ vị trí, kích thước của khối u mà các phương pháp không thấy được.

- Chẩn đoán ung thư bằng PET/CT nhanh gọn không mất quá nhiều thời gian mà dễ dàng.

Việc sử dụng PET/CT giúp theo dõi sự phát triển và di căn của khối u, từ đó cho phép kết hợp hiệu quả với các phương pháp điều trị khác như xạ trị và hóa trị, nâng cao hiệu quả điều trị bệnh ung thư so với các phương pháp truyền thống.

Vùng thăm khám rộng cho phép chẩn đoán hiệu quả các bệnh lý như u não, ung thư tuyến tiền liệt và ung thư nguyên phát Đồng thời, việc đánh giá khả năng sống còn của cơ tim và các bệnh lý thần kinh cũng được thực hiện một cách chính xác.

- Giá thành một ca chụp PET/CT còn cao nên chưa có nhiều người có điều kiện sử dụng dịch vụ này.

Trong một số trường hợp, PET/CT có thể không đủ khả năng chẩn đoán và cần sử dụng các phương pháp hỗ trợ khác Ngoài ra, cũng có những tình huống mà việc sử dụng PET/CT không được khuyến cáo, chẳng hạn như trong các bệnh lý liên quan đến hệ thần kinh trung ương, tuyến giáp, hoặc đối với phụ nữ mang thai.

Việc không tuân thủ quy trình chụp PET/CT trước và sau khi thực hiện có thể gây ra hậu quả nghiêm trọng cho bệnh nhân và những người xung quanh, bao gồm sự phơi nhiễm với lượng phóng xạ dư thừa từ dược chất phóng xạ.

PET/CT hiện nay được ứng dụng rộng rãi trong thần kinh học, tim mạch và ung thư học Trong thần kinh học, PET giúp chẩn đoán và đánh giá bệnh động kinh cũng như các rối loạn tâm trí như Alzheimer, phân biệt giữa Alzheimer và các rối loạn khác Trong tim mạch, PET/CT ghi hình tưới máu cơ tim và đánh giá sự sống còn của cơ tim, đóng vai trò quan trọng trong việc phát hiện bệnh lý cơ tim do thiếu máu hoặc theo dõi sau ghép tim FDG PET được công nhận là tiêu chuẩn vàng trong đánh giá sự sống còn của cơ tim Đặc biệt, PET/CT có hiệu quả trong chẩn đoán ung thư, ngay cả khi tổn thương có đường kính nhỏ hơn 1cm, cho phép phát hiện các bất thường chuyển hóa trước khi có thay đổi cấu trúc Kỹ thuật PET cũng hỗ trợ theo dõi bệnh nhân sau hóa trị, xạ trị và di căn tái phát, giúp ghi lại hình ảnh cấu trúc và chức năng để đưa ra hướng điều trị tốt hơn.

Ngoài ra, trong luận văn còn đưa ra những ưu, nhược điểm của phương pháp PET/CT trong chẩn đoán ung thư so với các phương pháp khác

Trong quá trình thực hiện luận văn, do hạn chế về tài liệu và kiến thức còn thiếu sót, nên luận văn vẫn còn nhiều điểm cần cải thiện Tôi rất mong nhận được sự góp ý từ thầy cô, bạn bè và những người quan tâm đến luận văn này.

Hướng phát triển đề tài

+ Tìm hiểu về ứng dụng, nâng cao trong phương pháp chẩn đoán ung thư sớm

+ Xây dựng các phần mềm mô phỏng kết nối các phương pháp chẩn đoán, điều trị ung thư sớm.

Tôi xin chân thành cảm ơn PGS.TS Nguyễn Đức Thuận cùng các bác sĩ tại Bệnh viện Việt Đức đã tận tình hướng dẫn tôi trong quá trình thực hiện luận văn này Đồng thời, tôi cũng rất biết ơn thầy cô, bạn bè và người thân đã động viên, hỗ trợ và tạo điều kiện để tôi hoàn thành luận văn.

31T CHƯƠNG I BẢN CHẤT VÀ CƠ CHẾ PHÁT TRIỂN BỆNH UNG THƯ 3

1.1 Định nghĩa về ung thư 3

31T 1.2 Quá trình tiến triển tự nhiên của ung thư 31T 4

31T CHƯƠNG II MỘT VÀI PHƯƠNG PHÁP CHẨN ĐOÁN UNG THƯ PET/CT -

31T 2.1 Thực trạng phát triển y học hạt nhân ở Việt Nam 31T 8

31T 2.1.1 Y học hạt nhân ở Việt Nam 31T 8

31T 31T 2.2 Công nghệ chẩn đoán ung thư sớm 9

2.2.1 Vai trò của PET (Positron Emission Tomography) trong Y học 9

31T 2.2.1.1 Các ứng dụng của PET trong tim mạch 31T 9

31T 2.2.1.2 Hình ảnh tưới máu cơ tim bằng PET (PET myocardial perfusion imaging or

31T 2.2.1.3 Đánh giá khả năng sống còn của cơ tim (myocardial viability) 11 31T

2.2.1.4 Các ứng dụng của PET trong các bệnh lý thần kinh 12

2.2.1.5 Các ứng dụng của PET trong ung thư 14

2.2.1.6 PET trong chẩn đoán ung thư 14

2.2.1.7 Gía trị của PET trong phân giai đoạn ung thư 14

2.2.1.8 Vai trò của PET trong đánh giá đáp ứng điều trị ung thư 16

31T 2.3.2 Vai trò SPECT (Single photon emission computed tomography) tron g y học 31T 16

2.3.2.1 SPECT trong hình ảnh tưới máu cơ tim 17

2.3.2.2 Hình ảnh chức năng não 18

2.3.3 Công nghệ chẩn đoán hình ảnh ung thư sớm 19

2.3.4 Vai trò của máy gia tốc hạt nhân cyclotron trong YHHN 21

31T CHƯƠNG III CƠ SỞ NGUYÊN LÝ CHỤP CẮT LỚP PHÁT XẠ POSITRON(PET) 25

31T 3.1 Các phương pháp chụp cắt lớp hiện nay và sơ đồ thu chụp thông tin 31T 25

3.1.1 Các phương pháp chụp cắt lớp 25

31T 31T 3.1.2.Sơ đồ thu chụp thông tin trong chụp cắt lớp: 25

3.2 Cấu tạo nguyên tử và hạt nhân nguyên tử 28

3.3 Tính phóng xạ và phản ứng hạt nhân 29

3.4 Các hoá chất và đồng vị cho PET: 31

31T CHƯƠNG IV NGUYÊN LÝ HOẠT ĐỘNG CỦA PET/CT 33

4.1 Quy trì nh xử lý tín hiệu tạo ảnh của máy PET 33

4.1.1 Sơ đồ quy trình xử lý tín hiệu tạo ảnh 34

31T 4.1.2.3 Khôi phục, xử lý hiển thị ảnh 31T 47