Luận văn thạc sĩ Vật lý kỹ thuật: Ứng dụng chương trình Penelope trong mô phỏng nhũ ảnh

Kỹ thuật Breast Tomosynthesis đã và đang được nghiên cứu để nhằm thay thế phương pháp Mammography nhờ việc chụp ở các góc khác nhau trong một giới hạn góc nhất định sẽ cho được hình ảnh

TỔNG QUAN

Ung thƣ vú là loại ung thƣ phổ biến thứ hai trên thế giới và là bệnh ung thƣ phổ biến nhất ở phụ nữ Ước tính có 1.67 triệu trường hợp ung thư mới được chẩn đoán trong năm 2012 (25% của tất cả các bệnh ung thƣ) Đây là loại ung thƣ phổ biến nhất ở phụ nữ trong cả hai khu vực phát triển (794,000 trường hợp) và kém phát triển (883,000 trường hợp)

Ung thƣ vú đƣợc xếp hạng là nguyên nhân thứ năm gây tử vong do ung thƣ nói chung

(522,000 trường hợp) và đó cũng là nguyên nhân thường gặp nhất gây tử vong do ung thư ở các vùng kém phát triển (324,000 trường hợp Ở những vùng phát triển hơn, đây là nguyên nhân gây tử vong thứ hai (198,000) sau ung thƣ phổi [1]

Hình 1.1: Tỷ lệ bệnh và tử vong tại các vùng trên thế giới [1]

Tại khu vực Đông Nam Á, các giá trị đáng kể có thể vƣợt quá mức những cảnh báo của Việt Nam, có tỷ lệ ung thƣ vú ƣớc tính thấp nhất (23/100,000 dân) Tỷ lệ cao nhất nằm ở Singapore với 65.7/100,000 dân Tăng trưởng kinh tế nhanh và tỷ lệ thất nghiệp thấp đã chuyển đổi Singapore từ một nước đang phát triển thành một nước phát triển trong vòng bốn thập niên với tiêu chuẩn sống cao và dịch vụ y tế tiên tiến Tuy nhiên, cũng trong thời gian đó, tỷ lệ mắc bệnh ung thƣ vú mới ở phụ nữ đƣợc chẩn đoán tại Singapore trên 100,000 dân tăng gấp ba lần từ 21.5 trong 1971 – 1975 đến 60.7 trong giai đoạn 2006 -2010, và đến 65.7 trong năm 2012, cao hơn Việt Nam ba lần Philippines cũng có một tỷ lệ tương đối cao với 1/13 phụ nữ dự kiến có thể sẽ có dấu hiệu trong cuộc đời, và tỷ lệ năm

2012 là 47/100,000 dân, tăng 25% so với 10 năm trước Indonesia và Malaysia đứng vị trí tiếp theo với tỷ lệ mắc bệnh 40.3 và 38.7/100,000 dân trong khi Thái Lan vƣợt Việt Nam với 29.3/100,000 dân trong năm 2012 Tương tự các nước Đông Nam Á khác, sự gia tăng tỷ lệ ung thư vú đang là xu hướng trong Malaysia (25.6%), Indonesia (54.4%) và Thái Lan (76.5%) từ 2002 đến 2012 (Hình 1.2) Mặc dù vậy, tỷ lệ này vẫn thấp hơn nhiều so với các nước phương Tây Dữ liệu được so sánh với các nước phát triển hơn, như Úc được xem là một trong những nước hàng đầu có tỷ lệ ung thư vú cao Nghiên cứu cho thấy, ở Úc, cứ 8 phụ nữ sẽ có 1 người bị mắc bệnh ung thư vú Tỷ lệ đó ở Úc trong năm 2012 là 118/100,000 dân, cao gần gấp đôi so với tỷ lệ ở Singapore và gần 6 lần so với Việt Nam

Tuy nhiên, khác với các nước Đông Nam Á, tỷ lệ này ở Úc gần như được giữ ổn định [2]

Hình 1.2: Biểu đồ so sánh tỷ lệ mắc bệnh trên 100,000 dân ở Việt Nam so với các nước Đông Nam Á và Úc [2]

Bảng 1.1: Tỷ lệ mắc bệnh tại các nước năm 2012 [2]

Vú là bộ phận của cơ thể ở ngực của người hoặc bụng của thú có núm nhô lên, và với riêng trường hợp của giống cái thì bộ phận này làm chức năng sản sinh ra sữa nuôi con Vú đƣợc bọc bởi da, mỗi vú có một núm vú đƣợc bao quanh bởi quầng vú Quầng vú có màu từ hồng đến nâu sậm, không có lông, và có nhiều tuyến nhờn Tuyến vú lớn hơn, nằm trong vú tiết sữa, có nhiều thùy, mỗi vú có từ 10 đến 20 ống dẫn sữa để dẫn sữa từ thùy đến núm vú, mỗi ống có lỗ thoát riêng Phần lớn vú là mô liên kết, mô mỡ (chất béo) và dây chằng Cooper Vú nằm trên cơ ngực lớn và thường kéo dài từ đôi xương sườn thứ hai đến đôi xương sường thứ sáu trong vị trí giải phẫu học

Hình 1.3: Mặt cắt vú ở phụ nữ trưởng thành: 1 Lồng ngực, 2 Cơ ngực lớn, 3 Thùy, 4

Núm vú, 5 Quầng vú, 6 Ống dẫn sữa (tuyến vú), 7 Mô mỡ, 8 Da

(Nguồn: Wikipedia.org) Đối với mô bình thường, tế bào sẽ tiếp tục phát triển và phân chia Nhưng đôi khi khả năng này bị hạn chế và xảy ra ở một số trường hợp Nếu sự bất thường phát sinh, chẳng hạn nhƣ một đột biến, các tế bào có một cơ chế gọi là apoptosis để thực hiện tự hủy

Một tế bào bình thường trở thành một tế bào khối u, khi một đột biến xảy ra và nó sẽ mất khả năng kiểm soát tỷ lệ phân chia của nó Khi điều đó xảy ra, các tế bào khối u phát triển và phân chia mà không bị kích thích bởi các yếu tố tăng trưởng Hơn nữa, chúng trở nên nhạy cảm với tín hiệu ức chế sự tăng trưởng và phát triển đột biến ngăn chặn quá trình apoptosis Trong thực tế, hầu hết các lần, một tế bào khối u không biến thành khối u Cuối cùng xuất hiện khi cơ chế apoptosis không hoạt động Khi các tế bào ung thƣ phân chia, chúng có đƣợc sức đề kháng cao và phát triển các đặc điểm để đảm bảo sự sống còn của chúng Chúng phát triển các khả năng khiến cho sự tăng trưởng của các mạch máu mới (angiogenesis) để cung cấp các chất dinh dưỡng cần thiết cho sự tăng trưởng nhanh chóng của chúng Chúng cũng phát triển thành ác tính, nhƣ vậy khả năng né tránh hệ thống miễn dịch, biến sắc để xâm nhập và di căn

Những đột biến trong mã di truyền có thể bị gây ra bởi một số loại ác tính bên trong hay bên ngoài, hiện vẫn chƣa tìm đƣợc nguyên nhân Nhƣng nó đƣợc biết đến là một trong các yếu tố có liên quan đến sự tăng nguy cơ ung thƣ vú Nguy cơ ung thƣ vú ở phụ nữ cao hơn 100 lần so với nam giới Yếu tố nguy cơ khác là độ tuổi, việc sử dụng thuốc tránh thai hoặc liệu pháp hormone, gia đình và lịch sử cá nhân, chủng tộc và dân tộc

Ung thƣ vú phát sinh khi một khối u bắt đầu trên các mô vú Nhƣng ngay cả ở đây, ung thƣ có thể đƣợc lấy trong các cấu trúc khác nhau, chẳng hạn nhƣ ống dẫn hoặc tiểu thùy, và hơn nữa, các tế bào ung thƣ có thể có những đặc điểm khác nhau Điều này để phân biệt các loại ung thƣ vú Các loại ung thƣ vú phổ biến là:

 Ductal carcinoma in situ: bắt nguồn từ các tế bào của ống động mạch nhƣng không xâm nhập vào mô vú xung quanh

 Lobular carcinoma in situ: bắt nguồn từ tế bào thùy nhƣng không xâm nhập vào mô vú xung quanh

 Invasive ductal carcinoma: các tế bào ung thƣ phát sinh từ các tế bào của ống động mạch, nhƣng xâm nhập vào mô vú xung quanh và có thể đi đến các bộ phận khác của cơ thể (di căn)

 Invasive lobular carcinoma: các tế bào ung thƣ hình thành từ các tế bào thùy, xâm lấn các mô xung quanh và có thể di căn

Hình 1.4: Sự khác biệt giữa Ductal carcinoma in situ và Ductal carcinoma invasive [3]

Hình 1.5: Khối u chụp ở hướng nghiêng A: Medio-lateral oblique (MLO) và hướng thẳng đứng B: Cranio-caudal (CC) [3]

Nhiều bệnh ung thƣ vú không có triệu chứng rõ ràng, đặc biệt là trong giai đoạn đầu

Hơn nữa, nhiều triệu chứng có chung đặc điểm bệnh khác ở vú Một số triệu chứng có thể liên quan đến ung thƣ vú nhƣ:

 Thay đổi kích thước, hình dạng hoặc cảm giác của vú

 Đau hay núm vú co rút

 Sƣng hoặc khối u trong vú

 Vảy da trên núm vú

 Kết cấu vỏ cam ở vú

 Đau vú bất thường hoặc khó chịu

PHƯƠNG PHÁP MAMMOGRAPHY

Thiết bị

Nhũ ảnh (Mammography) là một kỹ thuật chụp X quang đặc biệt cho tuyến vú thường dùng cho hỗ trợ chẩn đoán các bệnh lý tuyến vú ở phụ nữ Đây là phương pháp có chi phí thấp, liều bức xạ thấp và nhạy trong việc ghi nhận phát hiện giai đoạn sớm của ung thƣ vú, đặc biệt với những vôi rất nhỏ và biến dạng của cấu trúc vú Sự khác biệt về hình thái giữa mô thường và mô ung thư đòi hỏi việc sử dụng thiết bị X quang đặc biệt để tối ưu hóa phát hiện ung thƣ vú Bên cạnh đó, việc ghi nhận những vôi hóa nhỏ trong vú cũng rất quan trọng vì vôi nhỏ là một trong số những trường hợp đầu tiên của bệnh ung thư vú

Hình 2.1: Vôi hóa ung thƣ vú [3]

Máy chụp X quang nhũ ảnh (hình 2.2) có các bộ phận tương tự các loại máy chụp X quang thông thường như đầu đèn, bộ lọc, đầu dò và có thêm bộ phận nén vú đề chụp nhũ ảnh Máy thường yêu cầu có công suất thấp, dưới 40 kV Vật liệu dùng làm bia anode trong đầu đèn là Molybdenum và Rhodium trong loại máy dùng đầu dò screen-film

Nhƣng đối với sự phát triển của đầu dò kỹ thuật số, Tungsten là lựa chọn tối ƣu Ƣu điểm của Tungsten là tăng hiệu quả sử dụng đầu đèn, cải thiệt vấn đề nhiệt do khả năng chịu nhiệt cao Đầu đèn của máy nhũ ảnh thường ở vị trí cách đầu dò 65 cm Để đạt được hiệu quả, góc của anode phải đạt ít nhất là 24 o cho trường ảnh 24 x 30 cm Ví dụ như: anode ở 0 o thì phải nghiêng đầu đèn 24 o , anode nghiêng 16 o thì phải nghiêng đầu đèn 6 o Tube port và tube filter cũng đóng một vai trò quan trọng trong việc hình thành phổ năng lƣợng X quang nhũ ảnh, chúng đƣợc làm bằng Beryllium Số nguyên tử nhỏ (Z=4) của Beryllium và độ mỏng của cửa sổ (0.5-1mm) cho phép truyền qua năng lƣợng bức xạ tối ƣu nhất

Thêm vào đó, bia anode Mo và Rh tạo ra đỉnh bức xạ đặc trƣng Kα, Kβ 17.5 keV và 19.6 keV (Mo) và 20.2 keV và 22.7 keV (Rh), trong khi đó bia Tungsten tạo ra bức xạ đặc trƣng

L 8 keV đến 10 keV Phổ năng lƣợng tia X của nhũ ảnh bao gồm bức xạ hãm và bức xạ đặc trƣng Ví dụ nhƣ, ống anode Mo hoạt động ở công suất 30 kV sẽ tạo ra bức xạ hãm cũng nhƣ bức xạ đặc trƣng với năng lƣợng photon 17.5 keV và 19.6 keV Tube port Beryllium sẽ loại bỏ năng lượng cao nhất làm giảm độ tương phản hình ảnh của các mô vú và thấp nhất làm tăng liều nhƣng không đóng góp cho việc tạo ảnh của tia X Phổ năng lƣợng hoàn hảo là 15 keV đến 25 keV phụ thuộc vào thành phần và độ dày của vú Tube filter cải thiện sự phân bố năng lƣợng của phổ đầu ra bằng cách chọn lọc loại bỏ năng lƣợng tia X thấp nhất và cao nhất từ chùm tia X quang để truyền năng lƣợng tia X mong muốn nhất Với một bia Mo, bộ lọc thường sử dụng là bộ lọc Mo 0.03 mm hay bộ lọc Rh 0.025 mm; với bia Rh, bộ lọc đƣợc sử dụng là bộ lọc Rh 0.025 mm Đối với bia Tungsten , bộ lọc bao gồm 0.05 mm Rh, 0.05 mm Ag và 0.7 mm Al Bên cạnh đó, bộ phận nén cũng đóng vai trò quan trong trong việc kiểm tra nhũ ảnh, kể cả với đầu dò screen-film hay đầu dò kỹ thuật số Bộ phận này nhằm để giảm sự chồng chéo của các chi tiết giải phẫu, giảm độ dày mô và giảm sự chuyển động của vú Bộ phận nén là một bản nén có kích thước tương ứng với kích thước của bộ phận nhận ảnh (18 x 24 cm hay 24 x 30 cm), được đặt phẳng và song song đầu dò Độ nén khác nhau sẽ tương ứng với năng lượng đầu đèn khác nhau

Hình 2.2: Máy chụp X quang nhũ ảnh [4]

Sự khác biệt về hình dạng giữa mô thường và mô ung thư trong vú và sự hiện diện của vôi hóa yêu cầu thiết bị X quang đƣợc thiết kế đặc biệt để tối ƣu hóa việc ghi nhận ung thư vú Như trong hình 2.4a, sự khác biệt ở độ suy giảm giữa mô thường và mô ung thư là đặc biệt nhỏ Độ tương phản, như trong hình 2.4b, thì cao nhất ở mức năng lượng thấp (10 – 15 keV) và giảm ở mức năng lương cao hơn (hơn 30 keV) Mức năng lượng thấp giúp phân biệt độ suy giảm giữa các mô, tuy nhiên, mức độ hấp thụ cao khi liều cao và thời gian chiếu dài

Hình 2.3: Các hướng chụp nhũ ảnh: Cranio-Caudal (CC), Medio-Lateral Oblique (MLO),

Latero Medial (LM), Medio-Lateral (ML) [3]

Hình 2.4: (a) Độ suy giảm tuyến tính của mô mỡ, mô tuyến vú và mô carcninoma; (b) Độ tương phản theo mức năng lượng của mô carcinoma [4]

Bảng 2.1: Các mức năng lƣợng với các cấu hình máy khác nhau và độ dày vú khác nhau [4]

Liều bức xạ

Cường độ chiếu (exposure), được biểu thị bằng X, là số cặp electron – ion được hình thành bởi tia X tới trên mỗi đơn vị vật chất của không khí Đơn vị của cường độ chiếu là roentgen (R) Tuy nhiên, theo hệ SI, cường độ chiếu đề cập đến lượng hạt được tạo ra bởi tia X tới trên một đơn vị khối lượng của không khí, do đó đơn vị của cường đội chiếu là

Coulomb/kg (C/kg) với 1 R ≡ 2.58 × 10 -4 C/kg Với định nghĩa này, cường độ chiếu trở thành thước đo phổ biến để đánh giá số lượng và chất lượng của một chùm tia X vì nó đƣợc đo một cách dễ dàng và trực tiếp với một buồng ion hóa Tuy nhiên, định nghĩa của cường độ chiếu được hạn trong tia X và không khí, do đó một yếu tố khác thêm vào được gọi là air kerma

Kerma, từ viết tắt của kinetic energy released in matter, động năng phát ra trong vật chất, đƣợc định nghĩa là lƣợng động năng chuyển cho các hạt tích điện (trong hình ảnh X quang, electron) của bức xạ tới một đơn vị khối lƣợng của vật chất Đơn vị của kerma là

Joule/kg (J/kg) hay còn gọi là gray (Gy) Tất nhiên, air kerma đề cập đến động năng trong không khí, và như đã đề cập trên, nó là thước đo hiện tại của cường độ chiếu Chuyển đổi đơn vị giữa cường độ chiếu và air kerma là dễ dàng, 1R ≡ 2.58 x 10-4 C/kg = 8.76 mGy air kerma

Ung thƣ vú hầu hết chỉ phát triển ở tuyến vú, Hammerstein và cộng sự đề nghị việc nghiên cứu các nguy cơ liên quan đến chụp ảnh vú với bức xạ ion hóa, chỉ có năng lƣợng lắng đọng trong mô vú có liên quan [5] Điều này dẫn đến một thuật ngữ gọi là liều tuyến vú trung bình, D g , chỉ có liều của tuyến vú trong hình ảnh vú, bỏ qua liều mô mỡ và da

Liều tuyến vú trung bình có đơn vị là mGy

Liều tuyến vú trung bình (mean glandular dose) đƣợc tính là:

Với X ESAK là cường độ chiếu lên da trong không khí (entrance skin air kerma), đơn vị là mGy D gN là một air kerma tới liều tuyến vú trung bình, đơn vị là mGy dose/mGy incident air kerma Một buổng ion hóa không khí đƣợc sử dụng để đo air kerma với các thông số kV, mAs và chất lƣợng chùm tia

Yếu tố D gN được xác định bằng các phương pháp mô phỏng máy tính và phụ thuộc vào chất lƣợng bức xạ (kV và Haft Value Layer), vật liệu bia bóng X quang, vật liệu bộ lọc, độ dày vú và thành phần mô Bảng 2.2 liệt kê giá trị DgN với 50% adipose, 50% glandular ở độ dày vú 4.5 cm Bảng thể hiện giá trị của Haft Value Layer và kV với loại bia – bộ lọc Mo/Mo.

PHƯƠNG PHÁP BREAST TOMOSYNTHESIS

Hệ thống và thông số

Một số chuyển động khác nhau của bóng X quang đƣợc đề xuất cho các hệ thống Breast Tomosynthesis Do hạn chế về hình học trong vị trí của đầu bệnh nhân, hầu hết các hệ thống Breast Tomosynthesis ngày nay thu thập dữ liệu từ một nguồn di chuyển dọc theo một đường thẳng Trong mô hình step-and-shoot, bóng X quang được di chuyển trong các bước rời rạc, chụp một lần ở mỗi bước Ưu điểm chính của phương pháp này là không giống nhƣ ghi nhận chuyển động liên tục, nguồn đƣợc giữ ổn định trong quá trình chụp Điều này loại bỏ chuyển động mờ của nguồn; tuy nhiên, có thể có những rung động cực nhỏ khi bóng X quang dừng tạo một chuyển động mờ nhỏ Trong chế độ ghi nhận liên tục, xung bóng X quang có khoảng thời gian bằng nhau trong quá trình quét Những lợi thế của việc sử dụng một bóng X quang chuyển động liên tục là thời gian quét ngắn hơn có thể giảm tác động của chuyển động của bệnh nhân Tất nhiên, sự cân bằng với các hệ thống chuyển động liên tục là tăng mờ do đó làm giảm hệ thống modulation transfer function (MTF) do sự chuyển động của focal spot trong quá trình ghi nhận Về nguyên tắc, sự mờ này có thể giảm bằng cách sử dụng một xung X quang ngắn hơn Tuy nhiên, đây là vấn đề do yêu cầu tăng năng lƣợng bóng X quang

Bảng 2.2: Bảng yếu tố DgN qua kV và Haft Value Layer với cấu hình 50% adipose, 50% glandular, độ dày vú 4.5 cm [4]

Ren et al (2005) đã mô hình hóa một hệt thống Breast Tomosynthesis Hologic (Bedford, MA) và kiểm tra ảnh hưởng của focal spot làm mở với chuyển động bóng liên tục Đối với hệ thống này, chúng đƣợc mô hình hóa một lần quét với 11 lần phát trong vùng 30 o trong 18 giây Hệ thống này sử dụng một đầu dò chuyển đổi trực tiếp với kích thước pixel là 70 μm; tuy nhiên, 2 x 2 binning được sử dụng để kích thước pixel tăng lên 140 μm Các tác giả cho thấy sự mờ tăng với khoảng cách xa trung tâm quay, với mờ của half-pixel tại khoảng cách 3 cm so với trung tâm quay [6]

Các nghiên cứu trước đây cũng cho thấy chuyển động focal spot có thể cung cấp sự suy giảm vừa phải trong cả MTF và DQE (detective quantum efficiency) của Breast Tomosynthesis Một giải pháp để làm giảm tác động này là tăng thời gian ghi nhận

Bissonnette et al đã đề xuất một lần quét 39 giây có thể loại bỏ sự xuống cấp của hình ảnh do chuyển động focal spot Tất nhiên vấn đề ở đây là thời gian ghi nhận dài hơn nghĩa là suy giảm nhiều hơn do chuyển động của bệnh nhân Poplack et al (2007) đã báo cáo một nghiên cứu so sánh giữa Mammography và Breast Tomosynthesis và kết luận rằng độ chính xác trong việc ghi nhận vôi hóa thì thua kém với Breast Tomosynthesis [7] Giả thuyết đƣợc đƣa ra rằng kết quả này có thể là do chuyển động của bệnh nhân, và thời gian ghi nhận tương đối dài của Breast Tomosynthesis với 18 giây Trong thực tế, khi nghiên cứu này đƣợc công bố, thời gian quét của hện thống Breast Tomosynthesis Hologic đã được giảm xuống dưới 5 giây, làm tăng mờ focal spot do chuyển động liên tục Đến nay, chỉ có một nghiên cứu thực hiện tìm hiểu việc đánh đổi giữa tăng mờ do chuyển động focal spot và chuyển động của bệnh nhân Acciavatti và Maidment (2012) đã trình bày một phân tích mô hình hóa cả chuyển động bóng liên tục và chuyển động đơn giản của bệnh nhân trong Breast Tomosynthesis [8] Tác giả đề xuất rằng chuyển động bóng liên tục và chuyển động của bệnh nhân có ảnh hưởng như nhau và người ta có thể dự đoán một thời gian quét tối ƣu cho một tập hợp các thông số thu thập Thông qua mô hình phân tích này, tác giả đề xuất rằng nó có thể vận hành Breast Tomosynthesis trong chế độ ghi nhận liên tục tại thời gian quét sẽ cung cấp chất lƣợng hình ảnh đƣợc cải tiến so với ghi nhận step-and-shoot Việc này cũng tạo nên chú ý về việc áp dụng nén vú ít hơn với Breast Tomosynthesis do tăng chuyển động của bệnh nhân

Hầu hết hệ thống Breast Tomosynthesis sử dụng đầu dò full-field hay flat-panel để ghi nhận hình ảnh Trong quá trình ghi nhận, đầu dò có thể đứng yên hoặc xoay so với bóng X quang Mô hình của hệ thống Breast Tomosynthesis GE (GE Healthcare, Buckinghamshire) sử dụng một đầu dò đứng yên Lợi thế của mô hình này là không có chuyển động mờ do sự di chuyển của đầu dò trong quá trình ghi nhận Thêm vào đó, việc giữ đầu dò ổn định khá đơn giản và tương tự như mô hình Mammography Một hệ thống khác của Hologic sử dụng đầu dò xoay quanh vú cùng với bóng X quang theo một vùng góc xác định Lợi thế của phương pháp này là góc X quang trên mặt đầu dò thường kéo dài một phạm vi nhỏ hơn so với đầu dò tĩnh Điều này là rất quan trọng khi tia X đi tới đầu dò ở góc lớn hơn có một vị trí lớn hơn không chắc chắn và do đó gây ra mờ đầu dò

Hình 3.1: Hai mô hình của hệ thống Breast Tomosynthesis Hình bên trái cho thấy đầu dò xoay cùng với bóng X quang trong khi hình bên phải đầu dò đứng yên [9]

Việc lựa chọn thông số KVp, cũng như là vật liệu bia, bộ lọc có ảnh hưởng quan trọng đến chất lượng hình ảnh của Breast Tomosynthesis Một vấn đề đó là sự ảnh hưởng của nhiễu điện tử Trong Breast Tomosynthesis, độ dòng X quang (x-ray fluence) cho mỗi lần chiếu trên đầu dò có thể thấp hơn so với Mammography Điều này là do độ dòng X quang đƣợc sử dụng trong chụp Mammography đƣợc chia ra có hiệu quả giữa các góc chiếu cho Breast Tomosynthesis Mỗi góc chiếu có độ dòng X quang thấp hơn và độ lớn tương đối của nhiễu điện tử trở nên quan trọng hơn so với nhiễu đếm lượng tử Một cách để giảm tầm quan trọng của nhiễu điện tử là tăng thông số KVp và/hoặc sử dụng vật liệu bia khác

Hình 3.2 cho thấy kết quả giữa độ tín hiệu-nhiễu (signal-to noise: SNR) và thông số kVp cho một mẫu khối u hình cầu 5 mm và 3 mẫu bia/bộ lọc khác nhau Kết quả thể hiện hai mẫu có độ dày khác nhau, 4 cm và 6 cm Dữ liệu cho thấy phổ W/Rh cho kết quả tốt nhất với việc tăng 25% khả năng so với mẫu bia/bộ lọc Mo/Mo tiêu chuẩn Hình 3.2 mô tả tác động của nhiễu điện tử lên độ tín hiệu-nhiễu ở khối vật chất 5 mm với 100% mô tuyến vú Kết quả thể hiện ba mẫu có độ dày khác nhau (4, 6 và 8 cm) sử dụng đầu dò hoàn hảo với không nhiễu điện tử và đầu dò có nhiễu điện tử 2500 electrons Root Mean Squared Độ tín hiệu-nhiễu ở đầu dò không nhiễu điện tử lớn hơn so với đầu dò nhiễu điện tử khi tăng thông số kVp Ở mức 36 kVp trở đi, ảnh hưởng của nhiễu điện tử là không nhiều đối với cả hai loại đầu dò

Hình 3.2: Độ tín hiệu-nhiễu so với thông số kVp với ba mẫu bia/bộ lọc Mo/Mo, Mo/Rh và

W/Rh Đồ thị trên là thể hiện cho mẫu vú dày 4 cm và đồ thị dưới là thể hiện cho mẫu vú dày 6 cm [9]

Hình 3.3: Đồ thị thể hiện ảnh hưởng của nhiễu điện tử lên độ tín hiệu-nhiễu [9]

3.1.2.2 Độ rộng góc chụp và số góc chụp

Breast Tomosynthesis là kỹ thuật chụp cắt lớp giới hạn góc trong vùng quanh 90 o nhƣng hiện tại vẫn chƣa rõ độ rộng góc chụp và số góc chụp nào là tối ƣu Nếu không đủ góc chụp sẽ dẫn đến ảnh giả sọc khi tái tạo ảnh, nhƣng quá nhiều góc chụp sẽ là giảm độ dòng X quang trên đầu dò, làm tăng nhiễu điện tử khi tái tạo ảnh Kể cả khi không có ảnh hưởng của nhiễu điện tử, tăng góc chụp cũng không làm tăng chất lượng hình ảnh Hầu nhƣ, số góc chụp tối ƣu đƣợc quyết định dựa vào kinh nghiệm thực tế khi hình ảnh tốt là ghi nhận đƣợc khối u hay vôi hóa

Một số nhóm nghiên cứu đã tìm hiểu vấn đề này Wu et al (2003) đã thực hiện phân tích một hệ thống Breast Tomosynthesis benchtop và một kim sinh thiết sterotactic phantom vú để nghiên cứu ảnh hưởng của góc lấy mẫu đến chất lượng hình ảnh tái tạo [10] Việc sử dụng độ rộng góc chụp nhỏ sẽ cho độ phân giải không gian tốt hơn trong lát cắt của Breast Tomosynthesis, nhưng độ phân giải kém theo hướng z (ví dụ: hướng thẳng góc của đầu dò) Trong khi đó, độ rộng góc chụp lớn sẽ làm tăng độ phân giải z và giảm độ phân giải lát cắt Nghiên cứu về lấy mẫu góc không đồng nhất của góc chiếu cho thấy loại hình lấy mẫu này có thể cung cấp độ phân giải không gian vừa phải trong mặt phẳng vuông góc với mặt đầu dò

Ren et al (2006) đã đánh giá số góc chụp sử dụng hệ thống benchtop nguyên mẫu và tỷ lệ giữa độ tương phản và nhiễu (contrast-to-noise: CNR) [11] Sự lệ thuộc vào tỷ lệ tương phản-nhiễu là rất nhỏ khi số góc chụp là 11, 15 hay 21 góc được sử dụng trong cùng tổng liều Tuy nhiên, nghiên cứu chỉ ra rằng tỷ lệ tương phản-nhiễu có thể gần như tối ứu khi nó không đại diện cho ảnh bị méo dạng hay ảnh giả khác và cũng không đại diện cho sự tương quan nhiễu trong tái tạo ảnh

Sechopoulos and Ghetti (2009) đã sử dụng một máy tính mô phỏng một hệ thống Breast Tomosynthesis để nghiên cứu 63 sự kết hợp khác nhau của độ rộng góc chụp và số góc chiếu [12] Mô phỏng mô hình hóa những tác động thực tế, bao giồm phổ kVp, tán xạ, nhiễu đầu dò và một angle-dependent MTF, và sử dụng một khối lập phương rắn và một khối cầu rắn để đại diện cho khối vật chất và vôi hóa Nghiên cứu kết luận rằng, việc tăng số góc chụp vượt “ngưỡng tương đối thấp” không làm tăng độ phân giải z, và số góc chụp tối thiểu cho hoạt động tốt nhất tỷ lệ thuận với độ rộng góc chụp Thông số tối ƣu nhất là 13 góc chụp với độ rộng 60 o

Đầu dò

Breast Tomosynthesis đã và đang đƣợc phát triển và đầu tƣ cho những ứng dụng lâm sàng Những đầu dò chính đƣợc sử dụng trong Breast Tomosynthesis là loại active matrix flat-panel imagers (AMFPI) với tốc độ đọc ảnh nhanh AMFPI sử dụng bán dẫn amorphous silicon (a-Si) tích hợp trên một nền thủy tinh lớn nhờ vào sự tiến bộ nhanh chóng trong màn hình tinh thể lỏng flat-panel active matrix (AMLCD), sử dụng một mảng hai chiều transistors thin-film a-Si để ghi nhận tín hiệu hiển thị Từ những năm 1990, kỹ thuật này đã đƣợc đƣa vào để chế tạo AMFPI mảng lớn Trong hình 3.4a, đầu dò AMFPI direct sử dụng một lớp đồng nhất quang dẫn nhạy tia X, nhƣ là amorphous selenium (a-Se) để chuyển đổi tia X thành điện tích để có thể đọc đƣợc bằng một mảng TFT Trong hình 3.4b, AMFPI indirect sử dụng một loại nhấp nháy nhƣ Cesium Iodide (CsI0 để chuyển đổi năng lƣợng tia X thành photon, sau đó chuyển đổi thành điện tích bởi photodiode tích hợp tại mỗi pixel của mảng TFT

Breast Tomosynthesis đƣợc phát triển dựa vào hệ thống Mammography kỹ thuật số bằng cách tăng tốc độ đọc của đầu dò và kết hợp với một gantry có bóng X quang xoay

Bảng 3.1 trình bày ví dụ vài hệ thống Breast Tomosynthesis với các kỹ thuật đầu dò khác nhau: (1) a-Se direct AMFPI sử dụng trong vài hệ thống Breast Tomosynthesis thương mại với kích thước pixel là 70 hoặc 85 microns; (2) indirect AMFPI với kích thước pixel 100 microns; (3) indirect flat-panel imagers dựa theo wafer-scale crystalline silicon (c-Si) complementary metal oxide semiconductor (CMOS) sensors; và (4) đầu dò silicon 50 microns pixel, sắp xếp theo một khối multiple-slit

Bảng 3.1: Các loại đầu dò đƣợc sử dụng ở các hệ thống Breast Tomosynthesis khác nhau

Mặc dù hầu hết các hệ thống Breast Tomosynthesis đƣợc thực hiện trên một đầu dò tĩnh để tạo điều kiện cho định vị vú, góc quét và số ảnh, chuyển động của gantry (liên tiếp hoặc gián đoạn), và kích thước pixel đầu dò khác nhau đáng kể giữa các hệ thống với nhau

Kết quả là, chất lƣợng hình ảnh không chỉ phụ thuộc vào đầu dò mà còn phụ thuộc vào cả hệ thống Breast Tomosynthesis

Hình 3.4: Đầu dò AMFPI: (a) Đầu dò direct sử dụng một quang dẫn tia X (a-Se) để chuyển đổi trực tiếp tia X thành điện tích; (b) Đầu dò indirect sử một mảng phosphor hay cấu trúc nhấp nháy để chuyển đổi tia X thành photon, sau đó chuyển đổi thành điện tích với một photodiode tích hợp ở mỗi pixel của đầu dò [13]

Một large-area active matrix bao gồm một mảng hai chiều a-Si TFTs, mỗi một trong số đó có chức năng nhƣ một công tắc điện Cả direct và indirect AMFPI đều sử dụng một hệ thống đọc nhƣ nhau: mạch điều khiển quét kích hoạt TFTs một hàng tại một thời điểm, và dịch chuyển điểm ảnh từ pixel sang bộ khuếch đại bên ngoài, đƣợc chia sẻ bởi tất cả các pixel trong cùng một cột Tốc độ đọc đƣợc quyết định bởi hằng số thời gian RC pixel, với

R là trở kháng của TFT và C là dung kháng của các phần tử nhạy pixel Để đầu dò đọc đƣợc tín hiệu, TFT cần ON ít nhứt là T on = 5RC Với giá trị hiệu dụng là R = 4 MΩ và C 1 pF, mỗi hàng của AMFPI yêu cầu khoảng 20 μs để đọc Một đầu dò với 1024 x 1024 pixels có đọc trong thời gian thực (ví dụ 30 fps) Một tốc độ đọc nhanh hơn, 60 fps, có thể đƣợc bằng cách binning các pixel qua việc kích hoạt trên nhiều hơn một pixel tại một thời điểm để giảm ma trận ảnh Cả direct và indirect AMFPI đều đã được thương mại hóa cho một loạt các ứng dụng hình ảnh X quang lâm sàng Phương pháp direct có ưu điểm là độ phân giải hình ảnh cao hơn và cấu trúc mảng TFT đơn giản hơn có thể đƣợc chế tạo trong một cơ sở tiêu chuẩn cho AMLCD Ưu điểm của phương pháp indirect là số nguyên tử của Cs và I cao hơn so với a-Se.

Liều bức xạ

Liều trong Breast Tomosynthesis nói chung đƣợc nghiên cứu bằng cách sử dụng phương pháp tương tự như Mammography Tuy nhiên, trong Breast Tomosynthesis, sự thay đổi có thể có trong liều do sự thay đổi trong hình học và quá trình thu nhận cần đƣợc giải quyết Để xác định sự thay đổi vị trí của bóng X quang (có thể kèm theo vòng quay của đầu dò trong hệ thống Breast Tomosynthesis) trên liều, bao gồm cả việc thay đổi khoảng cách giữa bóng X quang và bề mặt vú Liều tương đối (relative glandular dose:

RGD) đã được giới thiệu Liều tương đối mô tả sự thay đổi trong liều tuyến vú trung bình giữa góc chụp 0 o (tương đương góc chụp trong Mammography) và góc chụp ở một góc độ khác sử dụng chính xác cùng một kỹ thuật chụp (bia, bộ lọc, điện áp bóng, dòng bóng và thời gian phát) Do đó:

Liều tương đối được xác định là yếu tố ảnh hưởng duy nhất của góc chụp và kích thước, độ dày vú, phần lớn độc lập với phổ tia X và tỷ lệ tuyến vú RGD có thể đƣợc sử dụng kết hợp với các giá trị D gN cho Mammography (D g N MAMMO ) Khi điện áp bóng và thời gian phát tia đƣợc sử dụng cho tất cả góc chụp, công thức cho DgNTOMO nhƣ sau:

Với D g N TOMO là liều tuyến vú cho Breast Tomosynthesis, D g N MAMMO là liều tuyến vú cho Mammography, RGD(α) là liều tuyến vú tương đối ở góc α, và Nα là tổng số góc chụp của Breast Tomosynthesis Đối với hệ thống Breast Tomosynthesis cụ thể với các góc chụp cố định, phương trình (3.2) có thể được đơn giản hóa như sau: ̅̅̅̅̅̅ (3.3)

Với ̅̅̅̅̅̅̅là giá trị RGD trung bình cho Breast Tomosynthesis hoàn chỉnh Nếu một giao thức tiên tiến hơn đƣợc sử dụng trong các thiết bị hiện đại, mAs là khác nhau ở các góc chiếu, thì phương trình (3.2) có thể được điều chỉnh như sau:

Với mAsα là cường độ dòng tại góc α và mAs0 là cường độ dòng ở góc 0 o [14]

Mặc dù các nghiên cứu khác nhau về liều tuyến vú trong kỹ thuật Breast

Tomosynthesis và so sánh với Mammography đã được báo cáo ngay cả trước khi Breast Tomosynthesis đƣợc sử dụng trong lâm sàng [15, 16, 17, 18] Các nghiên cứu này không giải quyết đƣợc tầm quan trọng của liều tuyến vú trong Breast Tomosynthesis một cách tuyệt đối Nhƣ là một cơ sở để so sánh liều Mammography với liều Breast Tomosynthesis, nó đƣợc xem xét để sử dụng từ 5021 ghi nhận trong suốt thời gian thử nghiệm DMIST, Hendrick et al báo cáo rằng liều tuyến vú trung bình của Mammography là 2.37 mGy với screen-film và 1.86 mGy với Breast Tomosynthesis [19]

Nhiều nghiên cứu lâm sàng về liều Breast Tomosynthesis với rất ít chi tiết Trong một nghiên cứu 30 phụ nữ so sánh Mammography và Breast Tomosynthesis sử dụng hai góc chụp trong cùng một vú của mỗi bệnh nhân, Good và cộng sự xác định rằng liều Breast Tomosynthesis tương đương với liều Mammography, với liều trung bình 2 mGy ở mỗi góc chụp [20] Trong nghiên cứu này, giao thức Hologic đƣợc sử dụng khác với sử dụng lâm sàng hiện tại Tuy nhiên, không có thêm thông tin chi tiết đƣợc đƣa ra Trong một báo cáo khác, Gur và cộng sự cũng cung cấp cho ít chi tiết nhƣng nói rằng liều Breast Tomosynthesis thì tương đương với liều Mammography [21] Nó không rõ ràng rằng hệ thống nào đƣợc sử dụng trong nghiên cứu này Trong một nghiên cứu Breast Tomosynthesis khác, cũng sử dụng giao thức Hologic, Poplack và cộng sự xác định rằng liều Breast Tomosynthesis xấp xỉ 4 mSv, có lẽ là liều tương đương, một vú có độ dày trung bình, kết quả là tăng gấp đôi liều mỗi góc chụp trong Mammography Trong một nghiên cứu lớn với 513 người tham gia bởi Teertstra và cộng sự, một lần nữa sử dụng giao thức Hologic, báo cáo rằng việc cường độ chụp Breast Tomosynthesis được cài đặt để liều Breast Tomosynthesis tương đương với liều Mammography [22]

Với một giao thức Breast Tomosynthesis từ nhà sản xuất khác ( Mammomat NovationDR, Siemens, Erlangen, Germany), Andersson và cộng sự xác định rằng cùng loại bia/bộ lọc và điện áp bóng đƣợc sử dụng cho cả Mammography và Breast Tomosynthesis, nhƣng mAs ở Breast Tomosynthesis thì gấp đôi Mammography[23] Vì vậy, trong nghiên cứu này xác định liều Breast Tomosynthesis thì gấp đôi liều Mammography

Cuối cùng, trong một nghiên cứu lớn khác, với một hệ thống thứ ba (Senographe DS, GE Healthcare, Buc, France), Gennaro và cộng sự báo cáo về một nghiên cứu so sánh 2 góc chụp Mammography với một góc chụp Breast Tomosynthesis [24] Trong nghiên cứu này, góc chụp 1-view-Breast Tomosynthesis đƣợc thiết lập để liều tuyến vú không cao hơn so với góc chụp 2-view-Mammography Điều này đạt đƣợc bằng cách sử dụng biểu đồ kỹ thuật về độ dày vú, kết quả là giá trị liều cơ bản tương đương giữa Breast Tomosynthesis và Mammography, ngoại trừ vú dày ( > 70 mm)

Rõ ràng là tùy thuộc vào nhà sản xuất hệ thống, các giai đoạn phát triển và các giao thức chụp của Breast Tomosynthesis (1 hay 2 views) Liều tuyến vú của Breast Tomosynthesis trong các nghiên cứu dao động từ tương đương tới gấp đôi so với liều Mammography Tuy nhiên, mặc dù tất cả các nghiên cứu thảo luận về liều Breast Tomosynthesis hoặc trong điều kiện tuyệt đối hoặc so sánh với Mammography, lợi thế của chúng trong việc trả lời câu hỏi đặt ra ở phần đầu của phần này là hạn chế Điều này là bởi vì tất cả những nghiên cứu này là thử nghiệm bệnh nhân, trái ngƣợc với đánh giá hồi cứu của kỹ thuật hình ảnh đƣợc sử dụng trong Breast Tomosynthesis thực hiện theo tiêu chuẩn chăm sóc Ngoài ra, nó không phải là rõ ràng rằng các nghiên cứu này đƣợc thực hiện trên trên các hệ thống phiên bản thương mại đang hoặc sẽ được sử dụng trên lâm sàng Những hạn chế này là một hệ quả chính của sự mới lạ của Breast Tomosynthesis, và thời gian rất hạn chế đã được sử dụng như là một phần của tiêu chuẩn chăm sóc thường xuyên Chắc chắn rằng một khi công nghệ phổ biến trong các bệnh viện, nhiều nghiên cứu sẽ báo cáo về các yếu tố kỹ thuật và liều tuyến vú sẽ đƣợc báo cáo thông qua một bảng hồi cứu

Một phương pháp khác để so sánh liều giữa Mammography và Breast Tomosynthesis đƣợc đề xuất bởi Feng and Sechpoulos (2012) [25] Trong nghiên cứu này, tác giả sử dụng những phantom vú đồng nhất với độ dày thay đổi và tỷ lệ tuyến vú tương đương đặc tính yếu tố kỹ thuật đƣợc chọn tự động bởi một hệ thống Breast Tomosynthesis (Selenia Dimensions, Hologic, Inc., Bedford, MA) để chụp cả hai phương pháp Mammography và Breast Tomosynthesis Sau khi mô hình hóa các đặc điểm của từng quang phổ tia X đƣợc sử dụng bởi hệ thống, các tác giả đã sử dụng mô phỏng Monte Carlo để đánh giá liều tuyến vú trung bình Các tác giả thấy rằng với vú trung bình (với 50% glandular và dày 5 cm), liều tuyến vú trung bình là 1.30 mGy cho Breast Tomosynthesis và 1.20 mGy cho Mammography, sự khác biệt chỉ ở 8% Những giá trị này thay đổi đáng kể với kích thước vú và thành phần Tuy nhiên, kết quả tỷ lệ liều giữa Breast Tomosynthesis và Mammography là 0.670 – 2.45

Hình 3.5: Liều tuyến vú trung bình của Mammography và Breast Tomosynthesis ở các độ dày vú khác nhau với tỷ lệ 50% glandular Những giá trị này đƣợc đánh giá qua mô phỏng Monte Carlo và phantom vú để xác định kỹ thuật chụp đƣợc chọn cho hệ thống Selenia Dimensions (Hologic, Inc., Bedford, MA) [25]

3.3.2 Các thông số ảnh hưởng đến liều bức xạ

3.3.2.1 Điện áp bóng và phổ X quang Điện áp sử dụng gia tốc eletron từ cathode sang anode của bóng X quang gọi là điện áp bóng X quang và xác định năng lƣợng tia X tối đa trong phổ X quang Vì vậy, điện áp bóng X quang cũng được gọi là peak kilovoltage (kVp) Thông thường, điện áp bóng là thông số đơn giản nhất có thể thay đổi để thay đổi hình dạng phổ X quang Các thông số khác cũng ảnh hưởng đến phổ X quang là vật liệu bia trong bóng X quang, vật liệu và số lƣợng bộ lọc ở ngoài bóng X quang Hai thông số này thuộc về phần cứng của thiết bị và không thay đổi đƣợc Ví dụ, tất cả hệ thống Breast Tomosynthesis đều có một bia Tungsten Tuy nhiên, vật liệu bia có thể thay đổi đƣợc với molybdenum, rhodium, và Tungsten là lựa chọn hiện nay

Một điện áp bóng cao sẽ tạo ra một phổ X quang với năng lƣợng tối đa Tất nhiên, nói chung, năng lƣợng cao hơn sẽ thâm nhập nhiều hơn năng lƣợng thấp, và sự khác nhau trong mức độ suy giảm ở các mô khác nhau là nhỏ hơn ở mức năng lƣợng cao Do đó, với điện áp bóng cao hơn, mAs của bóng tương ứng thấp sẽ tạo ra một mức độ tín hiệu cân bằng tại đầu dò, kết quả là tạo ra liều thấp hơn cho bệnh nhân với hình ảnh có độ tương phản thấp hơn Tuy nhiên, điều này không có nghĩa là nếu độ tương phản thấp được chấp nhận, thì điện áp bóng cao hơn đƣợc sử dụng Vì vậy, cần xem xét nhiều yếu tố để xác định điện áp bóng tối ƣu trong những ứng dụng cụ thể

Với sự ra đời của nhũ ảnh kỹ thuật số, việc sử dụng điều khiển phát tia hoàn toàn tự động liên quan đến việc ghi nhận một hình ảnh ở liều thấp để xác định các kỹ thuật ghi nhận chính xác cho từng bệnh nhân, bao gồm cả điện áp bóng, trở thành phổ biến Trong nhũ ảnh kỹ thuật số, điện áp bóng sử dụng cho hình ảnh thường thay đổi từ 22 kVp đến 32 kVp [19], mặc dù phạm vi này khác nhau giữa các nhà sản xuất hệ thống và một số điện áp bóng cao đang đƣợc sử dụng với các hệ thống hiện đại nhất Hiện nay, một số hệ thống Breast Tomosynthesis thương mại sử dụng thông số độ dày vú để cài đặt điện áp bóng đƣợc sử dụng trong quá trình ghi nhận Đối với Mammography và Breast Tomosynthesis, liều tuyến vú thông thường (liều tuyến vú trung bình cho 1 air kerma của 1 mGy) tăng khi tăng điện áp bóng Tuy nhiên, một chùm tia X năng lƣợng cao hơn có một fluence cao hơn và tạo ra mAs ổn định, kết quả là sẽ có đƣợc hình ảnh có mức độ nhiễu thấp hơn Đối với mức độ nhiễu đƣợc giảm bằng cách giảm mAs, liều tuyến vú trung bình trong điều kiện tuyệt đối tỷ lệ nghịch với điện áp bóng Sự tăng điện áp bóng cũng sẽ giảm độ tương phản giữa các mô Để hiểu rõ hơn về trad-offs giữa liều, nhiễu và độ tương phản hình ảnh, một số nghiên cứu đã đƣợc thực hiện để tối ƣu hóa phổ tia X đƣợc sử dụng trong Breast Tomosynthesis Ren và cộng sự, trong một thí nghiệm sử dụng điện áp bóng tối đa 39 kVp, thấy rằng phổ năng lượng cao sẽ làm tăng độ tương phản-nhiễu (contrast-to-noise) trong tín hiệu trên nền đồng nhất [26] Để đặc trung cho tín hiệu dò tìm trong một nền đồng nhất, Glick và cộng sự đã sử dụng một mô hình cascaded trong không gian chiếu với phổ tia X khác nhau với điện áp bóng lên tới 40 kVp, thấy rằng các số liệu có thể dò tìm đƣợc tối đa hóa với một bia Tungsten và một bộ lọc Rhodium, nhƣng trái ngƣợc với nghiên cứu của Ren, với năng lƣợng thấp hơn [27] Wu và cộng sự thực hiện một nghiên cứu thực nghiệm trong đó phổ tia X tối ƣu đƣợc xác định bằng cách chiếu ở góc 0 o của một tín hiệu trong trên nền đồng nhất và so sánh các kết quả độ tương phản-nhiễu với các góc chiếu khác bằng liều tuyến vú trung bình, thấy rằng phổ tia X đƣợc cải thiện hơn với vú dày hơn [28]

Hạn chế của Breast Tomosynthesis

4.0 Nguyên lý tạo ảnh X quang

Khi chiếu một chùm tia X qua cơ thể người, do khả năng xuyên thấu dễ dàng của tia X, nên chỉ một số tia X chịu sự tương tác với các bộ phận của cơ thể và suy yếu đi, phần còn lại thì đi qua cơ thể Mức độ suy yếu của tia X phụ thuộc vào các cấu trúc khác nhau

(thịt, xương, không khí) mà tia X gặp phải trên đường đi Phần đi qua được gọi là tia X còn dư Nếu ở phía sau cơ thể người, ta đặt một phim ảnh, thì tia X còn dư có thể làm thay đổi tính chất của phim này Sau khi xử lý phim để có thể nhìn thấy sự thay đổi đó bằng mắt thường, ta có thể thấy cấu trúc của cơ thể Kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh bằng tia X đã phát triển nhanh chóng trong thời gian gần đây, nhờ vào những tiến bộ nhảy vọt của kỹ thuật máy tính Để phân biệt các cấu trúc khác nhau (xương, mô mềm) thì các cấu trúc gần kề nhau nên có độ tương phản (độ đậm nhạt) khác nhau càng nhiều càng tốt Để được như vậy, ta phải chọn sao cho lƣợng tia X bị hấp thụ trong chúng khác nhau Nghĩa là hệ số suy giảm của tia X đối với các mô nên khác nhau Nhƣng hệ số suy giảm của tia X phụ thuộc vào năng lượng tia X nên muốn tăng độ tương phản ta phải chọn năng lượng của tia X thích hợp, tức là chọn kVp thích hợp Tỷ lệ hấp thụ của tia X trong xương lớn hơn so với mô mềm Khi kVp càng thấp thì độ tương phản càng cao, nhưng liều hấp thụ trong bệnh nhân cũng càng cao, nên người ta phải chọn giá trị kVp thích hợp

Thang đo Hounfield là thang đo mức độ màu xám tương ứng với độ suy giảm của tia X khi đi qua các mô Công thức của thang đô Hounfield nhƣ sau [3]:

Hình 4.1: Thang đo Hounsfield với các mô khác nhau [3]

Khi chiếu bệnh nhân, không chỉ những tia X không bị hấp thụ đi đến phim, mà có cả những tia X tán xạ Compton Các tia X này do bị lệch hướng nên không mang thông tin về vùng mà nó đi qua Thực tế, chúng thường làm ảnh bị nhòe, và làm giảm độ tương phản đi

Vì vậy, người ta phải tìm cách loại bỏ tia X tán xạ Compton bằng tấm grid Đó là những tấm có các khe để chỉ cho những tia X có hướng bay nối thẳng từ nguồn (anode) đến phim

ỨNG DỤNG CHƯƠNG TRÌNH PENELOPE TRONG MÔ PHỎNG NHŨ ẢNH

Giới thiệu PENELOPE

PENELOPE mô phỏng sự truyền qua của cặp electron – photon trong những hệ thống vật liệu phức tạp bao gồm một số vùng (vật thể) đồng nhất đƣợc giới hạn bởi những bề mặt xác định Đầu tiên, nó đƣợc nghĩ ra để mô phỏng sự truyền qua và năng lƣợng mất mát của Positron và Electron (PENetration and Energy Loss of Positions and Electrons) trong môi trường, còn của photon được bổ sung sau Những mô hình tương tác được chọn, và những dữ liệu kết hợp, cho phép mô phỏng sự truyền qua của electron/positron và photon trong dãy năng lƣợng từ 100 eV đến 1 GeV [41]

Nó được sử dụng trong mô hình tương tác và ít chính xác khi năng lượng của sự pháp xạ truyền qua giảm xuống Đối với năng lƣợng thấp hơn 1 keV, những DCS không còn tốt nữa, hầu hết bởi vì chúng chịu ảnh hưởng mạnh bởi trạng thái của sự kết hợp Nói một cách khác, hình dạng quỹ đạo đối với electron và positron ngừng (bởi vì tán xạ kết hợp trở nên thấy rõ) khi bước song de Broglie λ B = (150eV/E) 1/2 Å, hoặc bằng hoặc lớn hơn tương tác nguyên tử (~ 1 Å) Vì thế, những kết quả mô phỏng với PENELOPE (hoặc với bất kỳ code quỹ đạo Monte Carlo khác) với năng lượng dưới 1 keV hoặc hơn nữa, nên xem xét để chỉ có một lƣợng giá trị Những nguyên tố với số nguyên tử cao, những photon đặc trƣng thứ hai với năng lƣợng thấp hơn ô M bởi hấp thụ thì không đƣợc mô phỏng bởi PENELOPE

File nguồn Penelope.f (khoảng 8000 dòng lệnh Fortran) bao gồm bốn khối của chương trình con: chuẩn bị tính toán và những thủ tục I/O, những chương trình mô phỏng sự va chạm, những thủ tục số và thủ tục truyền qua Mặc dù những thủ tục tương tác không được gọi lên từ chương trình chính (MAIN program) vì những mảng code được biến đổi chặt chẽ tốt nhất những tính chất vật lý (khi có thể), và một vài chương trình con giải thoát những biến số có thể hữu ích để ứng dụng những kỹ thuật giảm biến Để những thủ tục này được thiết lập, chúng ta sẽ đặt tên cho chúng theo những quy ước dưới đây:

 Ký tự đầu tiên cho biết hạt (E cho electron, P cho positron, G cho photon)

 Những ký tự thứ 2 và 3 biểu thị cơ chế va chạm (EL cho đàn hồi elastic, IN cho không đàn hồi inelastic, BR cho bức xạ hãm blemsstrahlung, AN cho sự tiêu diệt annihilation, RA cho Rayleigh, CO cho Compton, PH cho electron quang điện photoelectric và PP cho cặp sản phẩm pair production)

 Những thủ tục lấy mẫu ngẫu nhiên có trong tên ở ký tự thứ 3 Thủ tục phụ thêm, biểu diễn sự tính toán đặc biệt, có tên dài hơn với ký tự thứ 4 và những ký tự sau hoặc những số chỉ cho biết loại tính toán (TX cho những phần tổng cộng, DX cho những phần khác nhau) hoặc hành động (W cho những dữ liệu viết trên một file, R cho đọc dữ liệu trên file, I cho những điều kiện ban đầu của thuật toán mô phỏng)

Vì thế, để minh họa, những thủ tục con EEL mô phỏng những va chạm đàn hồi của những electron trong khi thủ tục con EINTX tính toán tổng (hợp thành) của những phần chéo cho tán xạ không đàn hồi của electron

PENELOPE đọc thông tin vật lý yêu cầu về mỗi vật liệu (bao gồm bảng tính chất vật lý, những tương tác, dữ liệu nghỉ, vv) từ file dữ liệu nhập vào (đồng nhất như UNIT = IRT bảng thống kê mã nguồn) File dữ liệu vật liệu thì được tạo bởi chương trình vật liệu (program MATERIAL) được lấy từ dữ liệu tương tác của nguyên tử từ cơ sở dữ liệu

Chương trình này chạy tác động qua lại nhau và nó có thể tự giải thích được Thông tin cơ bản về vật liệu thì được cung cấp bởi người sử dụng; Thông tin đòi hỏi là: 1/ cấu tạo hóa học, 2/ khối lƣợng riêng, 3/ năng lƣợng kích thích trung bình và 4/ năng lƣợng và máy dao động mạnh của sự kích thích plasmon Một cách luân phiên, đối với một bộ của 279 vật liệu được chuẩn bị, chương trình MATERIAL có thể đọc dữ liệu một cách trực tiếp từ file PDCOMPOS.TAB Đối với những hợp chất và hỗn hợp, sự gần đúng thêm vào đƣợc chọn để xác định những phần vật liệu, những phần phân tử tương ứng được đặt bằng với tổng những phần khối lƣợng nguyên tử của nguyên tố Hợp kim và hỗn hợp thì đƣợc coi nhƣ hợp chất tỉ lệ với phần trăm số nguyên tử của những nguyên tố Cơ sở dữ liệu của PENELOPE bao gồm những file ASCII 465

PDATCONF.TAB, cấu hình trạng thái đầu nguyên tử, năng lƣợng ion hóa và giá trị trung tâm, Ji = (pz = 0), của một lớp electron mô tả Compton cho những nguyên tố, từ Hydro đến Uranium

PDCOMPOS.TAB, file này chứa đựng dữ liệu tổng hợp, mật độ và năng lƣợng kích thích trung bình cho 279 vật liệu, chọn từ cơ sở dữ liệu của chương trình ESTAR của Berger (1992) Đƣa vào 98 nguyên tố đầu tiên là những nguyên tố Z = 1 đến 98 Những vật liệu từ 99 đến 279 là những hợp chất và hỗn hợp, theo thứ tự chữ cái Lưu ý rằng PENELOPE không làm việc với những nguyên tố có Z lớn hơn 92

PDEFLIST.TAB, danh sách những vật liệu được xác định trước trong file PDCOMPOS.TAB, với những số liệu kết hợp của chúng

PDRELAX.TAB, dữ liệu trong trạng thái nghỉ của nguyên tử, trích từ LLNL (Evaluated Atomic Data Library) Mỗi dòng trong file PDRELAX.TAB mô tả sự dịch chuyển của nguyên tử Số lƣợng liệt kê là số lƣợng nguyên tử của nguyên tố, tên số của những lớp electron hoặt động, xác suất dịch chuyển và năng lƣợng phát xạ tia X hay electron một cách riêng biệt

92 files named PDEELZZ.TAB với ZZ = số nguyên tử (01 – 92) Các file này chứa phần nguyên tiết diện ngang đối với tán xạ đàn hồi của các electron và positron bởi hạt nhân các nguyên tử được tính bằng cách sử dụng phương pháp sóng cầu Dòng đầu tiên trong mỗi file cho số nguyên tử ZZ; mỗi đường tiếp theo có 7 cột với dữ liệu như sau:

 Cột thứ 1: động năng (eV), tăng theo thứ tự

 Cột thứ 2: tổng tiết diện ngang đầu tiên các electron

 Cột thứ 3: dịch chuyển tiết diện ngang đầu tiên các electron

 Cột thứ 4: dịch chuyển tiết diện ngang thứ hai các electron

 Cột thứ 5: tổng tiết diện ngang đối với positron

 Cột thứ 6: dịch chuyển tiết diện ngang đầu tiên các positron

 Cột thứ 7: dịch chuyển tiết diện ngang thứ hai các positron

Lưới năng lượng là xấp xỉ logarit, với 15 điểm trên 10, và giống với tất cả các nguyên tố Tất cả các tiết diện ngang là cm 2

92 files tên PDERZZ.TAB với ZZ = số nguyên tử (01 – 92) Chúng chứa nguyên tử bức xạ hãm tiết diện ngang nguyên tử (phổ năng lƣợng mất mát) và tổng phần nguyên bức xạ tiết diện ngang của electron, đối với một lưới động năng electron E và năng lượng photon giảm W/E, điều này đủ mật độ để cho phép sử dụng phép nội suy log-log bậc ba trong E và ngoại suy tuyến tính ở W/E Dữ liệu trong các file này là dạng cơ sở dữ liệu, với 32 năng lƣợng photon giảm dần Định dạng của file cơ sở dữ liệu Bremsstrahlung nhƣ sau:

 Đường thứ nhất chứa số nguyên tử ZZ

 Mỗi khối 4 đường chứa động năng electron E, thang năng lượng mất mát tiết diện khác nhau tại 32 năng lƣợng photon giảm và giá trị của phần nguyên bức xạ tiết diện ngang

 Năng lƣợng là eV và các giá trị của thang năng lƣợng mất mát tiết diện ngang là milibarn (10 -27 cm 2 )

PDBRANG.TAB, cho các tham số của hình dạng hàm phân tích (góc phân bố) của photon bremsstrahlung, điều này đƣợc biểu diễn nhƣ thống kê của hai phân bố dipole Lorentz-boosted

Giới thiệu PENEASY

PENEASY là một mã nguồn mở hỗ trợ cho PENELOPE [42] Các mô hình nguồn thực hiện bao gồm một phạm vi rộng của không gian và năng lƣợng phân phối: nguồn điểm và nguồn phân bố Gaussian trong không gian, nguồn khối và chùm bức xạ với bất kỳ hình dạng (bậc hai), phổ phân bố Gaussian và phổ piece-wise liên tục, chùm photon với phân cực tùy ý và các không gian pha Số lƣợng (tallies) đƣợc xem xét là các phân bố không gian (Cartesian, hình trụ, hình cầu) của liều hấp thụ, chiều cao phổ xung, phổ fluence, đếm hạt, không gian pha trong mỗi khu vực nhất định Liều hấp thụ thu đƣợc nhƣ là thương số giữa năng lượng đưa vào một khu vực nhất định và khối lượng của nó Năng lƣợng lắng đọng đƣợc ƣớc tính bằng cách thêm năng lƣợng bị mất của mỗi hạt trong tất cả các tương tác xảy ra trong khu vực xem xét Chú ý rằng việc sử dụng nhất quán của mô phỏng hỗn hợp ngụ ý rằng tất cả các tương tác, hoặc cứng hoặc nhân tạo tại một mấu chốt giải thích ảnh hưởng kết hợp của sự va chạm mềm, được đặt chính xác trong không gian

Như là kết quả của sự tương tác, khi một hạt thứ cấp được tạo ra, nó được lưu trữ trong một khối Tất cả các thứ cấp đƣợc xử lý tiếp sau khi chính đã hoàn thành và, khi một hạt thứ cấp được lấy từ khối, năng lượng (động năng trong trường hợp của một electron) của nó được trừ ra khỏi counter trước khi vận chuyển

Việc xử lý một số lƣợng lớn các mô hình với khối lƣợng riêng khác nhau là không thực tế với PENGEOM, do đó, một mô hình khác đƣợc giới thiệu trong PENEASY cho mô phỏng hình học voxel Mô hình này đƣợc cung cấp bởi một tập hợp gọi là PENVOX, nhận một danh sách các voxel đầu vào, mỗi voxel đƣợc ghi nhận bởi một chỉ số vật liệu trong PENELOPE và khối lƣợng riêng Vấn đề kế tiếp là theo dõi quỹ đạo thẳng qua một hình học voxel một cách hiệu quả Các thuật toán thực hiện đƣợc lấy cảm hứng trên có chứa trong các mã DPM và các thuật toán đƣợc mô tả bởi Amanatides và Woo cho ray tracing

Một hạt dừng khi nó đi vào một voxel của một loại vật liệu khác nhau, gặp một bề mặt bậc hai, trải qua một sự tương tác, hoặc thoát ra khỏi hệ thống vật liệu Để giải thích cho sự thay đổi mật độ từ voxel đến voxel, PENVOX quy mô khoảng cách còn lại đến sự tương tác tiếp theo với nghịch đảo của mật độ của các voxel được đi qua Phương pháp này là chính xác từ các mô hình mặt cắt ngang làm việc không phụ thuộc vào khối lƣợng riêng

Ngoại lệ duy nhất là va chạm không đàn hồi, mà bị ảnh hƣợng bởi mật độ hiệu chỉnh (ICRU 37) May mắn thay, sự phụ thuộc vào mật độ tương đối nhỏ và có thể được bỏ qua một cách an toàn đối với hầu hết các mục đích; ví dụ, trong nước, mass dừng power thu được bằng cách sử dụng mô hình PENELOPE va chạm không đàn hồi thay đổi dưới 1% khi khối lƣợng riêng thay đổi 20% PENEASY cũng cho phép sự chồng chất của cả hai mô hình voxel và bậc hai, một tính năng mà có thể tìm thấy ứng dụng trong nhiều lĩnh vực vật lý y khoa

Phantom

Một phantom hoàn hảo là một phantom gần giống phantom thật nhất có thể để phục vụ cho nhu cầu sử dụng [43] Một phantom hoàn hảo nên có những đặc tính sau:

 Có hình dáng tương tự

 Mô phỏng đƣợc các dấu hiệu của ung thƣ (vôi hóa)

 Phantom nên kiểm tra các thông số liên quan và đánh giá định lƣợng về chất lƣợng hình ảnh

 Thông số của phantom nên nhạy với sự thay đổi của kỹ thuật chụp X quang và nên tương quan tốt với chất lượng hình ảnh lâm sàng

Hình 4.3: Phantom trên máy chụp nhũ ảnh [43]

Một yếu tố quan trọng trong việc lựa chọn vật liệu phantom là khả năng bắt chước sự suy giảm của các hỗn hợp adipose/glandular mong muốn trong phạm vi của các nguồn năng lƣợng tia X nhũ ảnh Thành phần hóa học và mật độ cho mỗi thành phần vú đã đƣợc đƣợc sử dụng để tạo ra hệ số suy giảm tuyến tính trên một phạm vi năng lƣợng hữu ích cho nhũ ảnh (10-50 keV) Những hệ số suy giảm đƣợc so sánh với hệ số suy giảm tuyến tính tạo ra từ các dữ liệu thành phần vú cho adipose và glandular tinh khiết Các hệ số cho các vật liệu tinh khiết đƣợc kết hợp trong các tiêu chuẩn trọng lƣợng, để tạo ra hệ số suy giảm cho các hỗn hợp tỷ lệ glandular khác nhau

Hình 4.4: Độ suy giảm tuyến tính theo năng lƣợng của phantom với tỷ lệ mô khác nhau: 100% glandular, 50/50 glandular/adipose, 100% adipose [43].

Mô hình thực nghiệm

Mô hình đƣợc thực hiện dựa theo mô hình thiết bị CapeRay Soteria mammography (Westlake, South Africa) (hình 4.5) [44] Trong hệ thống nhũ ảnh, vú đƣợc ép bằng bản ép để tăng khả năng thâm nhập của tia X Hình ảnh X quang đƣợc tạo ra bằng việc nguồn X quang và đầu dò xoay xung quanh đối tƣợng khi tạo ảnh Nguồn X quang trong mô hình có bia anode Tungsten và bộ lọc beryllium 0.5 mm và bộ lọc aluminium 0.5 mm Khoảng cách nguồn tới đầu dò là 65 cm, từ đối tƣợng đến đầu dò là 13 mm

Hình 4.5: The CapeRay Soteria mammography machine [44]

Mô phỏng được thực hiện bằng chương trình PENEASY Mô hình bao gồm các thành phần cơ bản: nguồn X quang, phantom vú và đầu dò Mô hình đƣợc trình bày là nguồn X quang chuẩn trực đi qua đối tƣợng đến đầu dò Nguồn X quang đƣợc tƣợng trƣng bằng một hình vuông có kích thước 20 x 20 cm để tương ứng với kích thước phantom 12.5 x 18.5 cm Năng lượng tia X là 30 keV với mô hình tương tự thiết bị The CapeRay Soteria mammography bằng chương trình Spekcalc [45] Chương trình Spekcalc là chương trình mô phỏng nguồn X quang với anode Tungsten và các vật liệu bộ lọc khác nhau Trong chương trình Spekcalc, các thông số cần nhập là năng lượng tia X 30 keV, các bộ lọc beryllium 0.5 mm và bộ lọc aluminium 0.5 mm tương ứng như thiết bị The CapeRay Soteria Chương trình sẽ tạo ra một file txt chứa các thông số đã nhập và phổ năng lượng tương ứng từ 0 đến 30 keV

**** INPUTS **** kVp [kV] hvMIN [keV] Dhv [keV]

30 t_AIR t_BE t_AL t_CU t_SN t_W t_Ta t_Ti t_C t_Wa [mm]

Brem[uGy/mAs@1m] Char[uGy/mAs@1m]

1.938935e-18 0 HVL1[cm AL] HVL2[cm AL] HVL1[cmCu] HVL2[cmCu] MeanE[keV] EffEAl[keV] EffECu[keV]

Energy[keV] N[keV cm^2 mAs]^-1 @ 1 meter 3 0

Sau đó, để có thể đƣa vào làm dữ liệu năng lƣợng hoạt động, file Spekcalc cần đƣợc sửa lại cho phù hợp với chương trình PENEASY Tất cả các dòng trừ những dòng năng lượng đều thêm kí tự “#” ở đầu dòng, dòng năng lƣợng trong Spekcalc là “keV” nên khi đƣa vào

PENEASY phải đổi qua [eV] bằng cách thêm vào “e3” Ở dòng năng lƣợng 30e3 [eV] cuối cùng thì thay “0” bằng “-1”

#kVp [kV] hvMIN [keV] Dhv [keV]

#t_AIR t_BE t_AL t_CU t_SN t_W t_Ta t_Ti t_C t_Wa [mm]

#Brem[uGy/mAs@1m] Char[uGy/mAs@1m]

#HVL1[cm AL] HVL2[cm AL] HVL1[cmCu] HVL2[cmCu] MeanE[keV] EffEAl[keV] EffECu[keV]

#Energy[eV] N[keV cm^2 mAs]^-1 @ 1 meter 3e3 0

Hình 4.6: Phổ năng lượng 30 keV trong chương trình Spekcalc

Phantom đƣợc sử dụng là loại phantom vú CIRS (Computerised Imaging Reference

Systems, Norfolk, VA, USA) model 011A (dày 4.5 cm, 50% glandular, 50% adipose, kích thước 12.5 cm x 18.5 cm) Các thành phần của phantom được định nghĩa bằng

PENGEOM Mô hình bao gồm nhiều thành phần khác nhau trong đó có hai thành phần chính đƣợc dùng để thực hiện mô phỏng là mô mềm và vôi hóa (CaCO3) Mô hình của mô mỡ và mô tuyến vú đƣợc định nghĩa bằng bộ file vật liệu của PENELOPE với dữ liệu ICRU (1996) cho mô mềm, khối vôi hóa cũng đƣợc định nghĩa bằng bộ file vật liệu của PENELOPE Mô mềm, mô mỡ và mô tuyến vú, gồm 5 khối hình lập phương có kích thức 1 cm x 1 cm với 5 mật độ khác nhau, cụ thể: 100% glandular (1 g/cm 3 ), 70% glandular (0.7 g/cm 3 ) – 30% adipose, 50% glandular (0.5 g/cm 3 ) – 50% adipose, 30% glandular (0.3 g/cm 3 ) – 70% adipose, 100% adipose (1 g/cm 3 ) Sau khi tạo vật liệu glandular, mở file txt để thay đổi mật độ tương ứng và dùng lệnh sau trong cmd để ghép 2 khối mô lại, ví dụ:

>> copy gland50.mat+adipose50.mat glandadipose5050.mat

Khối vôi hóa, tạo bằng vật liệu CaCO 3 , là các khối hình cầu có kích thước khác nhau, cụ thể: 4.76 mm, 3.16 mm, 2.38 mm, 1.98 mm, 1.59 mm, 1.19 mm, 0.90 mm

Hình 4.7: Mô hình phantom CIRS 011A: Phantom có kích thước 12.5 cm x 18.5 cm, khối mô mềm 1 cm x 1 cm: 14) 100% glandular, 15) 70% glandular, 16) 50% glandular, 17) 30% glandular, 18) 100% adipose; khối vôi hóa: 24) 4.76 mm, 25) 3.16 mm, 26) 2.38 mm, 27) 1.98 mm, 28) 1.59 mm, 29) 1.19 mm, 30) 0.90 mm [46]

Hình 4.8: Mô hình CIRS 011A định nghĩa bằng PENGEOM và hiển thị bằng GVIEW2D và GVIEW3D Đầu dò được tượng trưng trong PENEASY là một hình vuông có kích thước 20 x 20 cm, dày 1 mm để tương ứng với nguồn X quang và có thể lấy trọn được ảnh của phantom có kích thước 12.5 x 18.5 cm Đầu dò được tạo bằng PENGEOM trong một file txt riêng Vật liệu được sử dụng làm đầu dò là vật liệu CsI Độ phân giải pixel là 0.04 x 0.04 cm tương ứng 500 x 500 pixels

[SECTION TALLY PIXELATED IMAGING DETECTOR v.2015-02-06]

ON STATUS (ON or OFF) 8 DETECTION MATERIAL

0 FILTER PHOTON COLLISION (0=NOFILTER, -1=UNSCATTERED, 1=RAYLEIGH, 2=COMPTON, 3=SECONDARIES-not-in-a-PSF, 9=MULTISCATTERED)

0.04 500 X-PIXEL SIZE(cm), No X-PIXELS (ENTER 0 IN EITHER FIELD FOR AUTO) 0.04 500 Y-PIXEL SIZE(cm), No Y-PIXELS (ENTER 0 IN EITHER FIELD FOR AUTO) 1 DETECTION MODE (1=ENERGY INTEGRATING, 2=PHOTON COUNTING, 3=PHOTON ENERGY DISCRIMINATING aka SPECTRUM)

1.0e3 ENERGY DEPOSITION THRESHOLD (eV) FOR MODE=2 (IGNORED FOR OTHER MODES) 0.0 1.0e9 100 EMIN,EMAX(eV), No OF E BINS FOR MODE=3 (IGNORED FOR OTHER MODES) 0.0 0.0 ENERGY RESOLUTION, ENTER A(eV^2),B(eV) FOR A GAUSSIAN WITH

FWHM[eV]=sqrt(A+B*E[eV]) 1 REPORT FORMAT (1=COLUMNAR, 2=MATRIX, 3=BINARY) 0.0 RELATIVE UNCERTAINTY (%) REQUESTED

Mô phỏng đƣợc thực hiện trong thời gian là 4 giờ Thành phần mô mỡ và mô tuyến vú đƣợc thể hiện rõ với tỷ lệ mật độ khác nhau Đối với vôi hóa, độ phân giải 0.04 x 0.04 cm (500 x 500 pixels) cho thấy rõ được bốn khối có kích thước 4.76 mm, 3.16 mm, 2.38 mm, 1.98 mm Kết quả này có thể giúp nhìn thấy được khối vôi hóa với độ tương phản khác hẳn so với mô mỡ và mô tuyến vú Tuy vậy, những khối vôi hóa nhỏ hơn vẫn chƣa đƣợc hiện ra rõ ràng

Hình 4.9: Hình ảnh mô phỏng phantom CIRS 110A bằng PENEASY

Sau đó, phantom đƣợc chụp ở các góc khác nhau theo bốn cách: 70 o -110 o (21 góc, bước 2 o ), 70 o -110 o (11 góc, bước 4 o ), 80 o -100 o (11 góc, bước 2 o ) và 80 o -100 o (6 góc, bước 4 o ) Tất cả các ảnh này đều đƣợc chụp ở vị trí cùng một mặt cắt để có thể so sánh giữa các góc khác nhau (hình 4.10) File PENEASY chứa nguồn X quang và file PENGEOM chứa đầu dò sẽ xoay các góc tương ứng từ 70 o đến 110 o Các ảnh sau khi chụp được chồng lên nhau bằng MATLAB

Hình 4.10: Ảnh phantom chụp ở góc (a) 80º, (b) 100º, (c) 70º, (d) 110º Ảnh 70 o -110 o (21 góc, bước 2 o ) rõ hơn so với các ảnh khác Kết quả này tương tự như kết quả trong [44] với 70 o -110 o (21 góc, bước 2 o ) sẽ cho hình ảnh rõ hơn so với các trường hợp còn lại (hình 4.11) Từ đó, có thể thấy hình ảnh khi chồng lên nhau sẽ rõ hơn khi tăng độ rộng góc và giảm số bước góc Nhưng góc chụp càng rộng thì hình ảnh càng bị mất chi tiết Do đó cần phải làm nhiều thực nghiệm để xác định đƣợc góc chụp tối ƣu nhất

Hình 4.11: Ảnh phantom được chụp từ nhiều góc khác nhau và ghép lại: a) 70 o -110 o (bước 2 o ); b) 80 o -100 o (bước 2 o ); c) 70 o -100 o (bước 4 o ); d) 80 o -100 o (bước 4 o )

Hình 4.12: Ảnh phantom: a) 70 o -110 o (bước 2 o ); b) 80 o -100 o (bước 2 o ); c) 70 o -100 o (bước 4 o ); d) 80 o -100 o (bước 4 o ) [44]

Hai kết quả mô phỏng trong hình 4.9 và 4.11 cho thấy đƣợc PENELOPE và PENEASY có thể mô hình hóa một thiết bị với các thành phần cơ bản nguồn X quang, phantom và đầu dò Mô hình đƣa ra đƣợc một hình ảnh để đánh giá chất lƣợng hình ảnh của các mô, đặc biệt là vôi hóa ở các kích thước khác nhau Dù vậy, mô hình này cũng cần được cải thiện bằng việc giảm kích thước pixel nhỏ hơn để chụp được vôi hóa nhỏ hơn Từ đó, xác định cần cải thiện thêm để có thể chụp được vôi hóa ở kích thước nhỏ nhất nhằm đƣa vào ứng dụng thực tế Mô hình cũng thử nghiệm chụp ở các góc khác nhau nhằm xác định vùng góc chụp và số bước chụp để tạo ra được hình ảnh có chất lượng tốt nhất Tuy nhiên, đây chỉ là kết quả tham khảo, cần nhiều thực nghiệm để cải thiện.