ảnh hưởng của cao thế chụp ct lên chất lượng hình ảnh petct và liều bức xạ

Ngoài ưu điểm là cung cấp thông tin cấu trúc của cơ thể thì ảnh CT trong ghi hình PET/CT còn có một chức năng quan trọng khác là hiệu chỉnh sự suy giảm, với sự tích hợp PET/CT trong cùng

LỜI CẢM ƠN

Để hoàn thành khóa luận này tôi xin chân thành gửi lời cảm ơn đến:

 Thầy Nguyễn Tấn Châu, Thầy là người đã tận tình chỉ dẫn, luôn cho tôi

những lời khuyên bổ ích, cung cấp những kiến thức quý báu và đã giúp đỡ tôi rất

nhiều để hoàn thành khóa luận này Chân thành cảm ơn thầy rất nhiều!

 Cô Hoàng Thị Kiều Trang đã đóng góp những ý kiến bổ ích để khóa luận

được hoàn chỉnh hơn

 Quý Thầy, Cô, các cán bộ trẻ đang công tác tại Bộ môn Vật lý Hạt nhân –

Trường Đại học Khoa học Tự nhiên Những người luôn ủng hộ và giúp đỡ tôi nhiệt

tình trong thời gian học và làm khóa luận này

 Đơn vị PET-CT & Cyclotron – bệnh viện Chợ Rẫy, đã tạo mọi điều kiện

thuận lợi cho tôi trong thời gian làm khóa luận tại đây

 Các bạn học cùng lớp VLHN2010, những người đã cùng tôi đi hết thời sinh

viên

VÕ XUÂN THỊNH

TP Hồ Chí Minh, tháng 07 năm 2014

MỤC LỤC

MỤC LỤC ii

DANH MỤC CÁC CHỮ VIẾT TẮT v

DANH MỤC CÁC BẢNG vi

DANH MỤC CÁC HÌNH VẼ vii

LỜI MỞ ĐẦU 1 CHƯƠNG 1 TỔNG QUAN VỀ MÁY GHI HÌNH PET/CT 2 1.1 Tổng quan thiết bị ghi hình PET/CT 2

1.2 Chụp cắt lớp phát xạ possitron (PET) 2

1.2.1 Nguyên lý ghi hình của máy PET 5

1.2.2 Các loại sự kiện trùng phùng 9

1.2.3 Nhân phóng xạ dùng trong ghi hình PET 10

1.2.4 Cấu tạo khoang máy PET 11

1.2.5 Những yếu tố vật lý ảnh hưởng đến hình ảnh PET 14

1.2.5.1 Thời gian bay, TOF (Time Of Flight) 14

1.2.5.2 Về vị trí của positron hủy cặp 15

1.2.5.3 Kích thước của các tinh thể nhấp nháy trong các đầu dò 15

1.2.5.4 Sự không tuyến tính của photon hủy cặp: 16

1.2.5.5 Yếu tố công nghệ 17

1.3 Chụp cắt lớp vi tính (CT) 17

1.3.1 Nguyên lý 18

1.3.2 Phương pháp tái tạo ảnh CT 20

CHƯƠNG 2 VAI TRÒ CỦA CT TRONG MÁY PET/CT 22 2.1 Sử dụng CT để hiệu chỉnh sự suy giảm của ảnh PET 24

2.1.1 Các phương pháp hiệu chỉnh sự suy giảm 25

2.1.2 Phương pháp hiệu chỉnh suy giảm bằng cách sử dụng nguồn bên ngoài 26 2.1.3 Phương pháp hiệu chỉnh suy giảm dựa trên ảnh CT 27

2.1.3.1 Ước lượng tỷ lệ (Scaling estimate) 29

2.1.3.2 Phương pháp phân đoạn (Segmentation) 29

2.1.3.3 Phương pháp kết hợp (Hybrid) 29

2.1.4 Ưu điểm của phương pháp sử dụng ảnh CT để hiệu chỉnh suy giảm PET

31

2.2 Tính liều chiếu hiệu dụng trong chụp hình CT 32

2.2.1 Các khái niệm tính liều cơ bản 32

2.2.1.1 Liều chiếu 32

2.2.1.2 Liều hấp thụ 32

2.2.1.3 Liều tương đương 32

2.2.1.4 Liều hiệu dụng 33

2.2.2 Các thông số liều CT cụ thể: CTDI và DLP 34

2.2.2.1 Liều hấp thụ trung bình trong một lát cắt 34

2.2.2.2 Tích liều chiều dài DLP 37

2.2.3 Liều hiệu dụng trong CT 37

CHƯƠNG 3 THỰC NGHIỆM 39 3.1 Thiết bị 39

3.1.1 Hình nộm giả người 39

3.1.2 Máy đo hoạt độ phóng xạ (Capintec 25 PET) 40

3.1.3 Máy ghi hình PET/CT (Biograph 64 True Point w True V) 41

3.1.4 Dụng cụ pha chế liều, kim tiêm, xi lanh,… 42

3.2 Chuẩn bị thực nghiệm 42

3.3 Kết quả thực nghiệm 43

3.3.1 Chất lượng hình ảnh theo thông số chụp 44

3.3.1.1 Hình ảnh PET/CT 80 kV 44

3.3.1.2 Hình ảnh PET/CT 100 kV 45

3.3.1.3 Hình ảnh PET/CT 120 kV 46

3.3.1.4 Hình ảnh PET/CT 140 kV 47

3.3.2 Giá trị phân tích bán định lượng SUV 47

3.3.3 Giá trị liều bức xạ 48

3.4 Bàn luận 49

3.4.3 Liều bức xạ giảm khi giảm cao thế chụp CT 51 3.5 Kết luận 53

DANH MỤC CÁC CHỮ VIẾT TẮT Chữ

viết tắt

ACD Annihilation coincidence

detection

Phép đo hủy cặp trùng phùng

ACF Attenuation coefficient factor Hệ số suy giảm

BGO Bismuth Germanium Oxide

FWHM Full width at half maximum Bề rộng một nửa

GSO Gadolinium Oxyorthosilicate

LSO Lutetium Oxyorthosilicate

PET Positron emission tomography Chụp cắt lớp phát xạ

positron

SNR Signal to noise ratio Tỷ số tín hiệu trên nhiễu

SUV Standardized uptake value Giá trị hấp thu chuẩn hóa

DANH MỤC CÁC BẢNG

Bảng 1.1: Đặc tính vật lý của một số đồng vị phóng xạ trong ghi hình PET/CT

11

Bảng 1.2: Tính chất của một số chất nhấp nháy dùng trong thiết kế đầu dò PET [6] 13

Bảng 1.3: Giá trị CT đối với một số tổ chức cơ thể người [3] 21

Bảng 2.1: Hệ số suy giảm khối của một số vật liệu (cm2/g) [9] 28

Bảng 2.2: Hệ số tỷ lệ suy giảm khối lượng giữa photon 70 keV và 511 keV của một số loại vật liệu [9] 30

Bảng 2.3: Trọng số bức xạ của một số bức xạ cơ bản [1] 33

Bảng 2.4: Trọng số mô của một số cơ quan [1] 34

Bảng 2.5: Giá trị hệ số chuyển đổi k ứng với các vùng cơ thể theo độ tuổi (mSv/(mGy.cm)) 38

Bảng 3.1: Thông số kỹ thuật của phantom: NEMA IEC Body 39

Bảng 3.2: Thể tích của các quả cầu bên trong phantom: NEMA IEC Body 40

Bảng 3.3: Đặc điểm của máy PET/CT Biograph 64 True Point with TrueV 41

Bảng 3.4: Thông số chụp CT và PET 43

Bảng 3.5: Giá trị Max SUV ứng với từng quả cầu và cao thế chụp CT khác nhau 48

Bảng 3.6: Liều bức xạ của phantom từ phần chụp hình CT trong kỹ thuật PET/CT 48

Bảng 3.7: Các yếu tố vật lý ảnh hưởng đến giá trị SUV [11] 50

Bảng 3.8: Liều bức xạ giảm khi giảm cao thế và % khác biệt so với giá trị chuẩn 120 kV 52

DANH MỤC CÁC HÌNH VẼ

Hình 1.1: (A) Thiết bị ghi hình positron đầu tiên trên thế giới Ảnh chụp Bs

Brownell (trái) và Aronow và thiết bị năm 1953 (B) Hình ảnh về

phương pháp ghi hình phát xạ positron sử dụng đồng vị 74As [5] 3

Hình 1.2: MGH PC-I máy ghi hình cắt lớp positron đầu tiên trên thế giới (1968 -1971) [6] 3

Hình 1.3: Ảnh cho thấy độ phân giải của máy PET được cải thiện theo thời gian từ 1975 đến 1995 [6] 4

Hình 1.4: Máy ghi hình PET/CT, Biograph 64 True Point with True V, tại đơn vị PET-CT và Cyclotron – Bệnh viện Chợ Rẫy 5

Hình 1.5: Minh họa sự hình hành một ma trận dữ liệu thô, sinogram [8] 6

Hình 1.6: Minh họa các sự kiện hủy cặp được ghi nhận và một số sự kiện hủy cặp không được ghi nhận khi chỉ có 1 photon đến được detector [14] 8

Hình 1.7: Các loại sự kiện trùng phùng trong PET [13] 9

Hình 1.8: Tinh thể đầu dò trong máy PET [19] 12

Hình 1.9: Quãng chạy của positron sau phân rã [14] 15

Hình 1.10: Hai tinh thể dò đối xứng hoạt động trong chế độ trùng phùng ngẫu nhiên [15] 16

Hình 1.11: Minh họa độ lệch không tuyến tính [14] 17

Hình 1.12: A) CT thế hệ đầu tại bệnh viện Atkinson Morleys [18], Londres 1971 B) CT SOMATO Force 2 nguồn của siemens tại Chicago 2013[17] 18

Hình 1.13: Hình trái minh hoạ quá trình thu nhận ảnh CT của một vật thể, giúp tìm ma trận dữ liệu thô Và hình bên phải, là hình chiếu ngược từ bộ dữ liệu thô được dựng lại bằng các thuật toán tái tạo ảnh [8] 19

Hình 2.1: Vị trí mũi tên cho thấy trong hình (A) là ảnh CT cho thông tin về cấu trúc của các cơ quan; (B) là ảnh PET cung cấp hình ảnh chuyển hóa của tổn thương, trên hình là những nốt sáng bất thường; (C) là ảnh kết hợp PET/CT cung cấp cả hai loại thông tin cho ta biết rất rõ hình dạng và vị trí của tổn thương [6] 22

Hình 2.2: Máy PET/CT là sự kết hợp 2 khối máy ghi hình cắt lớp điện toán (CT) và máy ghi hình cắt lớp positron (PET) riêng biệt [16] 24

Hình 2.3: Hình ảnh minh hoạ vị trí hủy cặp và hai photon 511 keV thoát ra và đập vào đầu dò PET 24 Hình 2.4: Các bước quét lấy dữ liệu để điều chỉnh sự suy giảm của quét phát

Hình 2.5: Sơ đồ khối mô tả qui trình hiệu chỉnh suy giảm ảnh PET sử dụng

ảnh CT [9] 27 Hình 2.6: Hệ số suy giảm của tia X với ứng với các mức năng lượng khác

nhau trong một số loại mô thường gặp [5] 28 Hình 2.7: Đồ thị biểu diễn liều cho một lát cắt có độ rộng 10 mm Phần liều do

tán xạ gây nên xung quanh lát cắt được tô sọc màu đỏ được cộng dồn vào diện tích bên trong bề dày lát cắt được tô sọc màu xanh 35 Hình 2.8: Sự chồng chập của chùm tia X được xác định dọc theo trục z [12] 36 Hình 2.9: Minh họa tổng chiều dài quét L trong tính tích liều chiều dài DLP

[12] 37 Hình 3.1: Hình nộm giả người (Phantom NEMA IEC Body) được dùng trong

khóa luận này để làm thực nghiệm thu thập số liệu đánh giá chất lượng hình ảnh PET/CT và liều bức xạ Nguồn: bệnh viện Chợ Rẫy

TP Hồ Chí Minh 40 Hình 3.2: Máy đo liều CRC 25 PET 41 Hình 3.3: Hình ảnh minh hoạ giai đoạn tiêm thuốc phóng xạ vào phantom và

các quả cầu 42 Hình 3.4: Bố trí phantom trên bàn ghi hình, các đường laser màu đỏ dùng để

cân chỉnh vị trí trung tâm của phantom sao cho trùng với trường chụp của khoang máy CT và khoang máy PET 43 Hình 3.5: Hình ảnh PET/CT với thông số 80 kV; (A, D) ảnh CT theo trục axial

và coronal cho thấy tín hiệu nhiễu cao thể hiện qua độ mịn (Smooth) của hình ảnh, ngoài ra còn khó phân biệt các quả cầu theo hướng coronal (mũi tên màu đỏ) 44 Hình 3.6: Hình ảnh PET/CT với thông số 100 kV; (A, D) ảnh CT theo trục

axial và coronal cho thấy tín hiệu nhiễu đã giảm đi thể hiện qua độ mịn của hình ảnh so với ảnh 80 kV, và trên ảnh (D) các quả cầu trên ảnh coronal (mũi tên màu đỏ) cũng đã cải thiện hơn so với 80 kV 45 Hình 3.7: Hình ảnh PET/CT với thông số 120 kV; (A, D) ảnh CT theo trục

axial và coronal cho thấy tín hiệu nhiễu đã giảm đi thể hiện qua độ mịn của hình ảnh so với ảnh 80 kV, và trên ảnh (D) các quả cầu trên ảnh coronal (mũi tên màu đỏ) cũng đã cải thiện hơn so với 80 kV 46 Hình 3.8: Hình ảnh PET/CT với thông số 140 kV; (A, D) ảnh CT theo trục

axial và coronal cho thấy tín hiệu rất rõ nét, có thể xác định được bề dày của các quả cầu Tín hiệu nhiễu giảm, làm cho hình ảnh có độ

mịn rất cao; và trên ảnh (D) các quả cầu trên ảnh coronal (mũi tên màu đỏ) cũng rõ nét 47 Hình 3.9: Hình ảnh CT với các thông số chụp thay đổi từ 80 kV đến 140 kV

Rõ ràng bằng mắt thường ta có thể đánh giá được độ sắc nét của từng hình ảnh, qua đó cho thấy điện thế càng cao, thì nhiễu càng giảm và hình ảnh càng sắc nét, mịn màng hơn Tuy nhiên rất khó để phân biệt sự khác biệt giữa hình ảnh 120 kV và 140 kV 49 Hình 3.10: Hình ảnh CT với cùng một lát cắt nhưng có thông số chụp CT khác

nhau là 80 kV và 120 kV Hình (B) 120 kV có thể quan sát rõ tất cả các quả cầu với bề dày của quả cầu có thể đo được Tuy nhiên rất khó để phân biệt các quả cầu trên hình (A) 80 kV 50 Hình 3.11: Biểu đồ biểu diễn sự thăng giáng của Max SUV theo cao thế chụp

CT cho các quả cầu đường kính 37 mm, 28 mm, 22 mm, 13 mm và

10 mm 51

LỜI MỞ ĐẦU

PET/CT là sự kết hợp giữa 2 hệ thống PET và CT, được đưa vào ứng dụng trong chẩn đoán lần đầu vào năm 2000 Sự ra đời của PET/CT đánh dấu một bước phát triển quan trọng của y học hiện đại Kỹ thuật này mang lại cùng lúc các thông tin về chức năng liên quan đến hoạt động chuyển hóa và các thông tin về cấu trúc giải phẫu của các cơ quan cần thăm khám, giúp phát hiện sớm, chính xác các tổn thương bệnh lý, đặc biệt là trong chẩn đoán bệnh lý ung thư, tiền đề cho việc điều trị đạt hiệu quả tốt nhất về sau

Ngoài ưu điểm là cung cấp thông tin cấu trúc của cơ thể thì ảnh CT trong ghi hình PET/CT còn có một chức năng quan trọng khác là hiệu chỉnh sự suy giảm, với

sự tích hợp PET/CT trong cùng một lần chụp thì việc hiệu chỉnh suy giảm đã trở nên thuận tiện hơn rất nhiều Tuy nhiên, ngoài ưu điểm về thời gian và chất lượng hình ảnh thì việc tích hợp CT trong ghi hình PET cũng mang lại một liều bức xạ chiếu ngoài đáng kể cho bệnh nhân

Vấn đề đặt ra là làm sao cân bằng giữa liều chiếu xạ bệnh nhân phải nhận ở mức thấp nhất trong khi đó chất lượng ảnh PET/CT phải đáp ứng được yêu cầu đặt

ra Trong nhiều tình huống lâm sàng khác nhau, giá trị thông số chụp CT hiện tại có thể được giảm xuống trong khi vẫn cho sự điều chỉnh suy giảm của ảnh PET một cách tối ưu

Mục tiêu của khóa luận này là nghiên cứu chất lượng hình ảnh PET/CT khi thay đổi thông số chụp CT cũng như liều bức xạ từ đó có thể đưa ra những khuyến cáo hợp lý nhất để làm sao cân bằng được yêu cầu là đảm bảo chất lượng hình ảnh

và liều bức xạ thấp nhất

CHƯƠNG 1 TỔNG QUAN VỀ MÁY GHI HÌNH PET/CT Tổng quan thiết bị ghi hình PET/CT

Trong những năm gần đây, sự phát triển về khoa học kỹ thuật và công nghệ đã cho ra đời nhiều thiết bị y học hiện đại Chính điều này đã hỗ trợ và giúp ích rất nhiều cho các thầy thuốc trong công việc chẩn đoán và điều trị Một trong số những

kỹ thuật hiện đại được áp dụng thực tế vào trong y học là kỹ thuật ghi hình chuyển hóa ở mức độ phân tử bằng máy ghi hình PET/CT Sự ra đời hệ thống máy PET/CT

đã tạo nên một phương thức ghi hình y học hiện đại với ưu thế tận dụng những ưu điểm của CT và của cả PET, nhờ có được đồng thời hình ảnh cấu trúc giải phẫu của

CT và hình ảnh chức năng chuyển hóa của PET Trong hơn 10 năm gần đây, kỹ thuật PET/CT có những bước phát triển nhanh chóng cả về số lượng máy và chất lượng hình ảnh do được áp dụng các tiến bộ của khoa học công nghệ và sự ra đời của các dược chất phóng xạ mới Điều này đem lại nhiều thông tin hơn giúp ích cho chẩn đoán và đánh giá kết quả điều trị, bởi vậy PET/CT ngày càng được ứng dụng rộng rãi hơn và nhu cầu các chuyên khoa lâm sàng cần đến chỉ định của PET/CT cũng ngày càng tăng lên Các lĩnh vực áp dụng chính của PET/CT trong lâm sàng hiện nay là: ung bướu, tim mạch, thần kinh và một số bệnh lý khác… Trong đó, các chỉ định về ung bướu chiếm trên 90% tổng số các trường hợp

1.1 Chụp cắt lớp phát xạ possitron (PET)

Vào những năm đầu thập niên 1950, máy ghi hình positron đầu tiên trên thế giới được phát triển bởi nhà vật lý Brownell và bác sĩ Sweet với phương pháp chụp

xạ hình não bằng Arsenic-74 tại bệnh viện Massachusetts

Những năm sau đó, từ 1970, các thế hệ máy PET tiếp tục ra đời và phát triển cho phép chúng ta chụp hình cắt lớp positron Ban đầu là máy PET 2 đầu dò tinh thể NaI(TI) đối xứng nhau cho đến thiết kế máy PET với các khối đầu dò bố trí liên tục với nhau tạo thành một vòng tròn đầu dò khép kín Cùng với đó chất lượng ảnh cũng dần được cải thiện, độ phân giải ảnh tăng dần theo thời gian ra đời

Dưới đây là một số hình ảnh minh họa cho sự phát triển theo thời gian của kỹ

trên thế giới Hình ảnh thu được là ảnh hai chiều, chỉ cho thấycó sự hấp thụ thuốc phóng xạ trong não nhưng không xác định được vị trí của tổn thương

Hình 1.1: (A) Thiết bị ghi hình positron đầu tiên trên thế giới Ảnh chụp Bs

Brownell (trái) và Aronow và thiết bị năm 1953 (B) Hình ảnh về phương pháp ghi hình phát xạ positron sử dụng đồng vị 74As [5]

Trong hình 1.2 là thế hệ ghi hình cắt lớp Positron đầu tiên, thiết kế với dãy đầu

dò (detector) dạng mảng, sử dụng tinh thể nhấp nháy NaI Để ghi hình cắt lớp thì hai đầu dò sẽ xoay từng vị trí quanh cơ thể bệnh nhân, thời gian ghi hình kéo dài hàng giờ đồng hồ

Hình 1.2: MGH PCI máy ghi hình cắt lớp positron đầu tiên trên thế giới (1968 1971) [6]

-Hình 1.3 minh họa các hình ảnh khác nhau theo từng thế hệ máy ghi hình PET của hãng Siemens Bằng trực quan ta thấy rằng, chất lượng hình ảnh PET đã được cái thiện đáng kể sau mỗi giai đoạn Tuy nhiên, ghi hình PET thời gian này cũng chưa phổ biến, hầu hết chỉ được thực hiện ở các viện, trung tâm nghiên cứu ở các nước phát triển, có nền y học tân tiến

Hình 1.3: Ảnh cho thấy độ phân giải của máy PET được cải thiện theo thời gian

từ 1975 đến 1995 [6]

Đến năm 1998, tại trường đại học Pittsburgh lần đầu tiên sự kết hợp của máy PET và máy CT được thực hiện bởi Dr Ron Nutt và Dr David Townsend Nguyên mẫu đầu tiên của PET/CT được lắp đặt tại Trung tâm y tế Đại học Pittsburgh Thiết

bị này được tạp chí Time’s bình chọn là phát minh y khoa của năm 2000 Tiếp sau

đó, năm 2001 thiết bị này một lần nữa được bình chọn là sản phẩm của năm Hệ thống PET/CT thương mại đầu tiên ra mắt thị trường vào năm 2001 và số liệu thống

kê vào năm 2009 cho thấy, có khoảng 2000 máy PET/CT được lắp mới tại Mỹ và

khoảng 350 máy được lắp đặt tại châu Âu [7]

Tại Việt Nam, kỹ thuật ghi hình PET/CT được đưa vào áp dụng lần đầu vào năm 2009, mở ra một chương mới trong lịch sử của nền y học nước ta, đặc biệt là đối với chuyên ngành Y học Hạt nhân Tính đến thời điểm hiện tại thì cả nước đã có

Hà Nội và TP Hồ Chí Minh Trong hình 1.4 là hình ảnh của máy ghi hình PET/CT tại Bệnh Viện Chợ Rẫy

Hình 1.4: Máy ghi hình PET/CT, Biograph 64 True Point with True V, tại đơn vị PET-CT và Cyclotron – Bệnh viện Chợ Rẫy

1.1.1 Nguyên lý ghi hình của máy PET

Nguyên lý cơ bản:

PET (Positron Emission tomography) là kỹ thuật chụp hình dựa trên sự phân

rã phóng xạ của các hạt nhân không bền phát xạ positron Các hạt nhân phát xạ positron được sản xuất bằng máy gia tốc vòng Cyclotron được gắn vào các chất nền hoặc các phân tử liên quan đến dược phẩm, sau khi qua giai đoạn kiểm tra chất lượng, nếu dược phẩm đảm bảo các yêu cầu về chi tiêu chất lượng theo tiêu chuẩn của Châu Âu hoặc Hoa Kỳ thì được gọi là thuốc phóng xạ, và từ đó có thể tiêm vào

cơ thể bệnh nhân Vì nhân phóng xạ dùng trong ghi hình PET là hạt nhân không bền (dư proton) nên sẽ xảy ra quá trình phân rã một proton thành neutron và positron như sau:

1p    0n 1 

Năng lượng giải phóng trong phân rã này cung cấp động năng cho 3 hạt nhân con Theo đó, positron sẽ di chuyển một quãng đường ngắn trong cơ thể, ion hóa các mô và bị mất hết năng lượng, về mức năng lượng nghỉ Lúc này positron sẽ bắt cặp với một electron trong khoảng thời gian 10-12 s, sau đó xảy ra hiện tượng hủy cặp, quá trình hủy cặp positron-electron sẽ phát ra đồng thời 2 tia gamma có cùng năng lượng 511 keV nhưng ngược nhau 1800

Dựa vào 2 tia gamma phát ra cùng lúc ngược chiều nhau, người ta đặt xung quanh bệnh nhân hệ thống các đầu dò tạo thành 1 vòng tròn khép kín để ghi nhận tín hiệu trùng phùng Tín hiệu trùng phùng xảy ra khi hai photon 511 keV phát ra từ một sự kiện hủy cặp được ghi nhận bởi hai đầu dò đối xứng nhau Một đường thẳng

“tưởng tượng” nối giữa hai đầu dò đã ghi nhận được sự kiện trùng phùng (hay một

sự kiện hủy cặp) thì ta gọi đó là LOR (line of response), hay còn gọi là đường áp ứng Tất cả các sự kiện trùng phùng, bao gồm sự kiện trùng phùng đúng, trùng phùng ngẫu nhiên và trùng phùng tán xạ sẽ được tập hợp lại thành dạng ma trận dữ liệu thô, gọi là ma trận sinogram, như minh họa trong hình 1.5

Hình 1.5: Minh họa sự hình hành một ma trận dữ liệu thô, sinogram [8]

Tất cả các sự kiện trùng phùng trong ghi hình PET là một tập hợp các đường LOR Nó là một hàm phụ thuộc vào sự định hướng góc và vị trí so với tâm của thân

máy (Gantry) Ví dụ, trong hình 1.5A, ta thấy tâm của Gantry được đánh dấu bằng

ký tự X, hình eclipse là khối u giả sử có 4 sự kiện hủy cặp được phát ra từ một vị trí bất kỳ trong khối u, khi đó ta vẽ được 4 đường LOR tương ứng là A, B, C và D;

trong hình 1.5B, 4 đường LOR này sau đó được mã hóa trên sinogram với góc định hướng trên trục y và vị trí lệch so với tâm của Gantry là trục x; trong hình 1.5C, là

Sinogram của một vật thể phức tạp hơn trong thực tế, và sau khi được tái tạo bởi các

thuật toán chuyên biệt ta thu được một ảnh PET là hình 1.5D[8]

Nguyên lý ghi nhận sự kiện trùng phùng:

Quá trình ghi hình PET sẽ ghi nhận 2 photon hủy cặp gần như đồng thời Việc phát hiện 2 photon hủy cặp gần như đồng thời này cho phép PET định vị được vị trí ban đầu của chúng dọc theo 1 đường thẳng giữa 2 đầu dò (detector), mà không cần phải sử dụng các bộ chuẩn trực (collimator) Và cơ chế này được gọi là cơ chế dò sự kiện hủy cặp trùng phùng, ACD (annihilation coincidence detection) Việc phát hiện

2 photons hủy cặp đồng thời bằng 2 đầu dò đối xứng nhau, thực chất chính là xác định thể tích (hay vị trí) mà chúng đã phát ra, hay vị trí xảy ra hiện tượng hủy cặp Hầu hết các đầu dò ACD có tiết diện ngang là vuông hoặc chữ nhật

Một mạch trùng phùng logic, có nhiệm vụ xử lý các tín hiệu từ các đầu dò đối xứng nhau Trong hầu hết các máy PET scanner, đều được gắn thêm một thiết bị điện tử số hoá, gọi là tem thời gian (time stamp), nhiệm vụ của tem thời gian là ghi nhận các sự kiện phát hiện được Thông thường độ chính xác của phép ghi nhận này vào khoảng từ 1-2 nano giây (1-2 x 10-9 s) Các bộ xử lý trùng phùng, sẽ kiểm tra mỗi sự kiện ghi nhận được tại tem thời gian và so sánh với các dữ kiện ghi nhận được từ các đầu dò đối xứng Một sự kiện trùng phùng được ghi nhận là xảy ra khi

có một cặp sự kiện được ghi nhận trong một giới hạn cửa sổ thời gian trùng phùng riêng (coincidence timing window), thông thường nằm trong khoảng từ 6-12 nano giây

Mặc dầu các photons hủy cặp là phát ra đồng thời, nhưng cũng có một lượng nhỏ xác định các sự kiện xảy ra bị ảnh hưởng bởi thời gian truyền tín hiệu qua các dây cáp điện, các thiết bị điện tử và vị trí của sự kiện so với tâm của thân máy, như minh họa trong hình 1.6

Hình 1.6: Minh họa các sự kiện hủy cặp được ghi nhận và một số sự kiện hủy cặp

không được ghi nhận khi chỉ có 1 photon đến được detector [14]

Khả năng xác định vị trí của ACD dựa trên các sự kiện trùng phùng thời gian (coincidence timing) mà không cần chuẩn trực hấp thụ (absorptive collimation), được gọi là chuẩn trực điện tử Vì các ACD không yêu cầu các collimator xác định

vị trí không gian, nên số sự kiện ghi nhận được sẽ lớn hơn nhiều so với sử dụng các collimator hấp thụ (được dùng phổ biến trong các máy SPECT) Cùng với đó là nhiều đầu dò đối xứng nhau được bố trí thành một vòng hoặc là được sắp xếp thành các dãy đầu dò bao quanh bệnh nhân và hoạt động của mỗi đầu dò thì trùng với nhiều đầu dò ở các dãy khác Khi hai tín hiệu được ghi nhận cùng lúc ở 2 đầu dò ở 2 dãy khác nhau cũng được ghi nhận như là một sự kiện đúng

1.1.2 Các loại sự kiện trùng phùng

Sự kiện trùng phùng ngẫu nhiên trong PET có thể được phân làm ba loại: trùng phùng đúng, tán xạ, ngẫu nhiên như thể hiện trong hình 1.7 [5]

Hình 1.7: Các loại sự kiện trùng phùng trong PET [13]

Trong hệ thống PET lý tưởng, chỉ những tín hiệu gọi là trùng phùng thật do sự hủy cặp tạo ra mới được ghi nhận là tín hiệu thực Tuy nhiên, do những hạn chế của

hệ thống đầu dò và các mạch điện tử liên quan mà những sự kiện không mong muốn cũng được ghi nhận lại :

 Sự trùng phùng đúng xảy ra khi cả hai photon từ một sự kiện hủy cặp được phát hiện trùng hợp ngẫu nhiên, không phải trải qua bất kỳ hình thức tương tác nào trước khi được ghi nhận

 Sự trùng phùng tán xạ xảy ra khi có ít nhất một trong hai photon phát hiện đã trải qua ít nhất một tán xạ Compton trước khi được ghi nhận Tán xạ làm sai

vị trí của phản ứng hủy cặp nên gây giảm độ tương phản và ảnh hưởng đến sự chính xác về phân bố phóng xạ trong cơ thể Tần suất xảy ra phụ thuộc vào khối lượng,

đặc tính suy giảm của đối tượng được chụp ảnh và hình học của máy ghi hình Do không thể đo trực tiếp được, người ta đánh giá tán xạ từ sự phát xạ thu được Độ suy giảm và độ chính xác của sự hiệu chỉnh tán xạ có liên quan trực tiếp đến độ tương phản và chất lượng ảnh

 Sự trùng phùng ngẫu nhiên xảy ra khi hai photon không phát sinh từ cùng một sự kiện hủy cặp nhưng lại được ghi nhận cùng lúc trên máy dò Sự trùng phùng ngẫu nhiên cũng gây giảm độ tương phản của ảnh, ảnh hưởng tới chất lượng ảnh Hiện nay đã có các phương pháp đo biến cố ngẫu nhiên và làm giảm ảnh hưởng của các biến cố ngẫu nhiên này, tuy nhiên điều này lại dẫn tới làm tăng mức nhiễu ảnh Do đó tỷ lệ biến cố ngẫu nhiên phải ở mức nhỏ nhất Tỷ lệ trùng phùng thật sẽ tăng tuyến tính cùng với hoạt độ phóng xạ còn tỷ lệ ngẫu nhiên lại tăng cùng với bình phương hoạt độ Vì vậy tăng hoạt độ phóng xạ đưa vào bên trong cơ thể người bệnh không hoàn toàn cải thiện được chất lượng ảnh [4]

1.1.3 Nhân phóng xạ dùng trong ghi hình PET

Hiện nay, chụp cắt lớp phát xạ positron là một phương thức chẩn đoán được

sử dụng ngày càng phổ biến trong chẩn đoán ung thư, lập kế hoạch xạ trị, theo dõi đáp ứng xạ trị, hóa trị Một số kỹ thuật ghi hình PET chuyên biệt còn cung cấp hình ảnh cơ tim và tưới máu cơ tim cho bệnh nhân Chụp cắt lớp phát xạ positron là một phương thức chẩn đoán hình ảnh phân tử dựa trên cơ chế phân rã hạt nhân của các đồng vị phóng xạ giàu proton, với các đặc tính vật lý và sinh hóa riêng biệt Về cơ bản một nhân phóng xạ PET lý tưởng cần phải đáp ứng một số tiêu chí sau:

 Sản xuất tương đối dễ dàng, đầy đủ về số lượng, đảm bảo về chất lượng

và độ tinh khiết

 Có đặc tính hóa học thích hợp để tổng hợp thành các loại thuốc phóng xạ khác nhau cho phép nghiên cứu các quá trình chuyển hóa trong cơ thể

Bảng 1.1: Đặc tính vật lý của một số đồng vị phóng xạ trong ghi hình PET/CT

Nhân phóng

xạ

Thời gian bán rã vật lý (T 1/2 phút)

Kiểu phân

rã (%)

Phản ứng hạt nhân

Năng lượng trung bình (MeV)

1.1.4 Cấu tạo khoang máy PET

Thành phần quan trọng nhất của khoang máy PET đó là khối đầu dò nhấp nháy Ở các thế hệ máy PET đầu tiên khối đầu dò nhấp nháy được thiết kế thành dãy đầu dò đối xứng, do đó để thu thập được hình ảnh cắt lớp 3 chiều thì chúng phải quay quanh trục bệnh nhân Một số máy PET có khối đầu dò nhấp nháy được thiết

kế xếp thành vòng cố định hay loại đầu dò nhiều cạnh hoạt động với chế độ đa trùng phùng nhưng hiện nay hầu hết các máy đều sử dụng thiết kế kiểu đầu dò bố trí liên tục thành vòng tròn

Các tinh thể nhấp nháy được sử dụng trong đầu dò máy PET thường ở dạng rắn, khi các photon hủy cặp đi vào tinh thể nó sẽ cung cấp năng lượng cho các tinh thể nhấp nháy chuyển lên trạng thái kích thích và trở về trạng thái cơ bản bằng cách phát ra ánh sáng nhấp nháy có bước sóng trong miền nhìn thấy Người ta ghi nhận

và khuếch đại các ánh sáng nhấp nháy đó bằng ống nhân quang điện (PhotoMutiplier Tube: PMT) và sinh ra các quang electron (photoelectron) Các electron này tiếp tục được nhân lên nhiều lần bởi dinod của ống nhân quang để hình thành tín hiệu điện đủ lớn phục vụ cho việc xử lý và tái tạo ảnh Quá trình này đòi hỏi các tinh thể nhấp nháy phải có mật độ khối lượng và số nguyên tử cao, khả năng phát sáng tốt và đáp ứng nhanh Đây là những điều kiện quan trọng để giảm sự kiện ngẫu nhiên và tán xạ, do đó làm giảm sai số thống kê trên một dải năng lượng xác định

Hình 1.8: Tinh thể đầu dò trong máy PET [16]

Việc ghi nhận đúng các sự kiện thực và giảm ghi nhận các biến cố ngẫu nhiên đòi hỏi hệ thống phải được xây dựng trên một hệ điện tử nhanh Hơn nữa các đầu dò cần phải có thời gian đáp ứng nhanh, chẳng hạn chúng cần phải xác định chính xác sự trùng phùng trong vòng 5 – 10 ns Đặc tính này liên quan tới độ phân

tỷ lệ biến cố ngẫu nhiên ghi nhận được, nếu hiệu chỉnh được số đo các biến cố ngẫu nhiên ta sẽ cải thiện được chất lượng hình ảnh Độ phân giải thời gian đối với bất kì vật liệu đầu dò nào cũng là hàm số của thời gian hấp thụ ánh sáng và thông lượng ánh sáng phát ra đối với mỗi photon hấp thụ Như vậy, thời gian hấp thụ ánh sáng càng ngắn và thông lượng ánh sáng phát ra càng nhiều thì đầu dò đáp ứng càng nhanh Dưới đây là đặc điểm một vài vật liệu làm đầu dò máy PET:

Bảng 1.2: Tính chất của một số chất nhấp nháy dùng trong thiết kế đầu dò PET [6]

Đặc trưng

Giá trị mong đợi

NaI BGO GSO LSO

Mật độ (g.cm-3

) Thể hiện hiệu suất

ghi nhận của đầu dò Cao 3,67 7,13 6,7 7,4

Số nguyên tử hiệu

Thời gian chết (ns) Khả năng loại bỏ sự

Hiệu suất ánh sáng

tương đối (%)

Tác động lên độ phân giải không gian và năng lượng

Nhạy với độ ẩm Dễ chế tạo, tăng sự

tin cậy và chi phí bảo trì thấp

Trong thực tế, có rất nhiều vật liệu tinh thể nhấp nháy được ứng dụng trong chế tạo đầu dò PET, mỗi vật liệu đều có những ưu và nhược điểm riêng (bảng 1.2) Các loại tinh thể nhấp nháy được dùng phổ biến nhất hiện nay cho dòng máy PET trên thị trường là LSO (Lutetium Oxyorthosilicate), BGO (Bismuth Germanium

Oxide) và GSO (Gadolinium OxyorthoSilicate) Bảng 1.2 cho thấy, tinh thể NaI có hiệu suất biến đổi ánh sáng rất tốt (100%) tuy nhiên NaI lại có thời gian chết khá dài (230 ns) làm ảnh hưởng đến thời gian đáp ứng của hệ thống Còn GSO mặc dù hiệu suất biến đổi ánh sáng chỉ bằng 30% NaI nhưng thời gian đáp ứng lại nhanh hơn nhiều (65 ns)

1.1.5 Những yếu tố vật lý ảnh hưởng đến hình ảnh PET

1.1.5.1 Thời gian bay, TOF (Time Of Flight)

Về lý thuyết chúng ta có thể xác định được vị trí điểm hủy cặp theo một đường thẳng giữa 2 đầu dò ACD, bằng cách xác định sự khác nhau về thời gian tại thời điểm 2 photon được ghi nhận bởi 2 đầu dò Kỹ thuật này, cho phép có thông tin về hình ảnh học cơ thể mà không cần dựa vào các thuật toán tái tạo ảnh được gọi là kỹ thuật theo dõi thời gian bay TOF

Nếu chúng ta gọi độ chêch lệch về thời gian đến của các photons là t, thì khi

đó, vị trí của sự kiện hủy cặp tương ứng với điểm giữa của 2 dầu dò là d, và d được tính bằng công thức sau:

Trong đó: c là vận tốc ánh sáng trong chân không (3x1010

cm/s)

Nếu theo phương trình (1.1) bên trên thì để đạt được độ phân giải là 1cm (d

= 1) thì lúc đó độ phân giải về thời gian, tức t phải đạt cỡ 66 psec, 1psec = 10x10

-12sec Mặc dầu các thiết bị điện tử có khả năng làm được điều này Nhưng sự tăng

số lượng tín hiệu ánh sáng từ các tinh thể nhấp nháy hiện tại sử dụng trong xử lý ảnh PET là quá chậm để đạt được độ phân giải thời gian như vậy Cũng như là một

số lượng xác định quang điện tử lớn được sinh ra khi một photon hủy cặp được ghi nhận sẽ dẫn đến một thời điểm gọi là khủng hoảng thời gian (time jitter), điều này làm tăng sai số trong các sự kiện xử lý thời gian và trở nên nghiêm trọng với các đầu dò có độ phân giải thời gian tương đối thấp

1.1.5.2 Về vị trí của positron hủy cặp

Positron không ngay lập tức bị mất năng lượng và hủy cặp khi chúng được giải phóng Thay vào đó chúng di chuyển một đoạn trong vật chất, tùy thuộc vào động năng ban đầu của nó và mật độ điện tử của vật chất hấp thụ Các positron tạo

ra có một sự phân bố động năng liên tục, từ 0 đến một ngưỡng năng lượng cực đại (bảng 1.1) Vì vậy, phạm vi dịch chuyển của positron là một phân phối được đặc trưng bởi một nửa bề rộng cực đại (FWHM) của phổ năng lượng [15] Đối với các nguyên tố như 18

F và 11C, giá trị quãng chạy trong nước của positron là:

FWHMp từ 0,1- 0,5 mm (1.2)

Hình 1.9: Quãng chạy của positron sau phân rã [14]

1.1.5.3 Kích thước của các tinh thể nhấp nháy trong các đầu dò

Kích thước hữu hạn của máy dò bức xạ không cho phép chúng ta ghi nhận photon bằng một đường thẳng đáp ứng (line of response LOR) giữa hai đầu dò mà

là một vùng thể tích nhỏ Vì PET sử dụng các đầu dò rời rạc, do đó độ phân giải không gian của đầu dò được xác định bằng độ rộng của mỗi đầu dò qua

= ⁄ (1.3)

Với là kích thước ngang của một phần tử đầu dò Điều này được thể hiện trong hình 1.10 Trong máy ghi hình PET/CT hiện đại, kích thước ngang của tinh thể là khoảng 4-6 mm [15]

Hình 1.10: Hai tinh thể dò đối xứng hoạt động trong chế độ trùng phùng ngẫu

nhiên [15]

1.1.5.4 Sự không tuyến tính của photon hủy cặp:

Về lý thuyết, sự hủy cặp chịu ảnh hưởng của một phần động năng nhỏ còn lại sau quãng chạy của Positron làm cho các photon 511 keV không phát ra chính xác theo hai hướng ngược nhau 180° mà sai lệch thêm khoảng 0.25° [15] Sự sai lệch này được gọi là độ lệch không tuyến tính (non-collinearity) [5]

Hình 1.11: Minh họa độ lệch không tuyến tính [14]

= 0,0022 (1.4) Với (tính bằng mm) là đường kính của khoang máy Trong thực tế lâm sàng

ds có đường kính từ 800-900 mm, do đó sự đóng góp của độ lệch không tuyến tính đối với độ phân giải không gian của máy quét là khoảng 1,8-2,0 mm [15]

1.1.5.5 Yếu tố công nghệ

Yếu tố công nghệ máy quét dựa trên đặc tính vật lý của hệ thống ghi nhận có

sự sai lệch khoảng :

= 2 mm (1.5) Như vậy, từ (1.2) (1.3) (1.4) (1.5) ta có thể ước lượng giới hạn lý thuyết của

độ phân giải không gian của một máy quét PET như sau:

FWHM = ⁄ (1.6) Phương trình trên mô tả thuật toán hiệu chỉnh độ phân giải không gian máy quét

1.2 Chụp cắt lớp vi tính (CT)

Chụp cắt lớp điện toán CT (Computed Tomography), hay chụp cắt lớp vi tính

là một quy trình rất phổ biến hiện nay trong chẩn đoán ban đầu cho nhiều loại bệnh

lý khác nhau, từ chấn thương sọ não do tai nạn giao thông, u não, xuất huyết não

đến các tổn thương ở tay chân Nói chung là cho hầu hết các tổn thương, các triệu chứng gây đau có khả năng do bệnh lý đều được các bác sĩ cho thực hiện chụp kiểm tra CT scan

Từ khi Hounsfied phát minh ra máy CT vào năm 1972 đánh dấu cho việc tia X lần đầu tiên được ứng dụng trong y học Ban đầu máy CT dùng 180 số đo song song, quay quanh góc 1800, mỗi lần 10, mỗi lần quét khoảng 5 phút, hình ảnh thu được trong 35 giờ Đây cũng là điều bất lợi đối với bệnh nhân bởi vì thời gian quét dài, liều phóng xạ cao hơn Để khắc phục điều này, nhiều thế hệ máy CT được cải tiến Máy cắt lớp điện toán xoắn ốc (Spiral Computed Tomography) đã mở đường cho các loại máy CT scan nhờ khả năng tái tạo ảnh nhanh, thời gian quét cắt lớp ngắn, nhờ đó giảm thời gian chiếu xạ cho bệnh nhân

Hình 1.12: A) CT thế hệ đầu tại bệnh viện Atkinson Morleys [19] Londres 1971

B) CT SOMATO Force 2 nguồn của siemens tại Chicago 2013[18]

1.2.1 Nguyên lý

Nguyên lý chụp cắt lớp vi tính, hay CT scan, về cơ bản là đi xác định hệ số suy giảm tuyến tính μ của chùm tia X có cường độ tham chiếu là I0 và cường độ của chùm tia X đo được là I sau khi chiếu ngang qua một lát cắt của bệnh nhân Theo định luật Beer, mối liện hệ giữa I và Io được cho bởi:

(1.7)

 : cường độ tham chiếu, tức cường độ phát ra từ đầu bóng đến thẳng đầu dò mà không đi xuyên qua cơ thể bệnh nhân

 I: cường độ chùm tia X đo được trong khi ghi hình, sau khi tia X đi xuyên qua cơ thể bệnh nhân

 μ: hệ số suy giảm tuyến tính trung bình tính dọc theo đường đi của chùm tia X qua cơ thể bệnh nhân

 : là bề dày của bệnh nhân trên lát cắt mà chùm tia X đi qua

Trong bốn tham số trên thì Io và I phụ thuộc vào thông số chụp của máy CT Còn μx là một tham số quan trọng liên quan đến đặc điểm cơ thể học của bệnh nhân

Khi I, và I0 đã biết ta viết lại phương trình trên như sau:

( ) (1.8) Sau đó, tham số x sẽ được khử bỏ và chỉ còn hệ số suy giảm μ Tập hợp một

ma trận số liệu μ gọi là bộ dữ liệu thô Sau đó thông qua các thuật toán tái tạo ảnh chuyên biệt, ta sẽ tái tạo được ảnh đã được chụp cắt lớp (hình 1.13)

Hình 1.13: Hình trái minh hoạ quá trình thu nhận ảnh CT của một vật thể, giúp tìm

ma trận dữ liệu thô Và hình bên phải, là hình chiếu ngược từ bộ dữ liệu thô được dựng lại bằng các thuật toán tái tạo ảnh [8]

1.2.2 Phương pháp tái tạo ảnh CT

Bằng cách thu nhận dữ liệu suy giảm của chùm tia X ở nhiều góc khác nhau quanh bệnh nhân ta sẽ thu được một bộ dữ liệu thô Dữ liệu thô sau đó sẽ được xử

lý để tạo ra hình ảnh CT nhờ các thuật toán tái tạo ảnh CT như:

 Phương pháp chiếu ngược (back projection)

 Phương pháp chiếu ngược có lọc (filtered back projection)

 Phương pháp nghịch đảo Brute (Brute force inversion)

 Phương pháp vòng lặp (iterative)

 Phương pháp biến đổi Fourier 2 chiều

Sau đó, để có thể hiển thị ảnh CT chẩn đoán thì ma trận tái tạo (lát cắt mô) phải chuyển đổi thành ma trận hình với các đơn vị ảnh (pixel) trong đó các giá trị µ phải được chuyển đổi thành các giá trị số CT tương ứng để hiển thị trên màn hình Pixel trong một hình ảnh thu được bằng cách quét CT được hiển thị theo độ suy giảm trung bình của mô tương ứng trên mặt cắt Người ta thường dùng số HU (Hounsfield unit) để biểu thị mức xám của ảnh CT Với thang điểm từ 3071 (suy giảm lớn nhất) đến -1024 (suy giảm ít nhất) Nước có sự suy giảm từ 0 đơn vị Hounsfield (HU), không khí là -1000 HU, xương xốp thường 400 HU, xương sọ có thể đạt 2000 HU [6]

(1.10)Trong đó K là một hệ số tỷ lệ, K thường được chọn bằng 1000 Khi đó CT có đơn vị là HU

: hệ số suy giảm trung bình của những mô trong pixel đó

: hệ số suy giảm của nước

Hình ảnh CT điển hình là 12 bit trên mỗi pixel (1,5 byte) tương đương 212

(4096 ) giá trị thang độ xám khác nhau

Ví dụ:

Giá trị CT của không khí là -1000

Giá trị CT của mô mềm từ 10100

Giá trị CT của xương từ 4003000

Giá tri CT của nước là 0

Các giá trị CT của các mô, dịch khác trong cơ thể được tính như công thức (1.10) Bảng 1.3 trình bày một số trị số HU của một số cơ quan tổ chức mô trong cơ thể

Bảng 1.3: Giá trị CT đối với một số tổ chức cơ thể người [3]

CHƯƠNG 2 VAI TRÒ CỦA CT TRONG MÁY PET/CT

Ghi hình PET đã được áp dụng ở các nước tiên tiến từ thập niên 60s [10] ở những nước có nền y học tân tiến Ghi hình PET được dùng như một kỹ thuật phân tích định lượng nên rất có ý nghĩa trong đánh giá chức năng chuyển hóa để khảo sát thăm dò chức năng của các đối tượng sống Sự phát triển của kỹ thuật ghi hình PET

đã mang lại những hiệu quả to lớn trong việc chẩn đoán các loại bệnh lý, đặc biệt là bệnh lý ung thư ở giai đoạn sớm của quá trình phát triển bệnh lý

Tuy nhiên, hình PET đơn thuần có những nhược điểm sau Thứ nhất, giống như hầu hết các hình ảnh thường qui của y học hạt nhân, ảnh PET không cho hình ảnh rõ nét, chúng có độ phân giải thấp vì vấp phải vấn đề cân nhắc giữa chất lượng hình ảnh và liều lượng phóng xạ tiêm cho người bệnh Hình ảnh PET đơn thuần cung cấp sự tương phản tốt giữa một cơ quan bệnh lý hấp thu nhiều thuốc phóng xạ với các mô lành xung quanh ít hấp thu hơn (hình 2.1B) Tuy nhiên vì độ phân giải thấp nên rất khó để xác định được tổn thương nằm chính xác ở đâu trong cơ thể, gọi

là hình ảnh giải phẫu có độ phân giải kém Như vậy ảnh PET đơn thuần cho độ tương phản tốt nhưng độ sắc nét hình ảnh kém (hình 2.1B)

Hình 2.1: Vị trí mũi tên cho thấy trong hình (A) là ảnh CT cho thông tin về cấu

trúc của các cơ quan; (B) là ảnh PET cung cấp hình ảnh chuyển hóa của tổn thương, trên hình là những nốt sáng bất thường; (C) là ảnh kết hợp PET/CT cung

Nhược điểm thứ hai của việc ghi hình ảnh PET đơn thuần là thời gian ghi hình lâu và phức tạp, do đó đến trước năm 2000, kỹ thuật ghi hình này vẫn chỉ phổ biến

ở những quốc gia phát triển Tức là để có được hình ảnh PET sau cùng thì bệnh nhân phải nằm rất lâu trên bàn ghi hình để:

 Ghi hình khi chưa có bệnh nhân bằng một nguồn phóng xạ bên ngoài

 Ghi hình truyền qua bằng một nguồn phóng xạ đặt bên ngoài bệnh nhân Nguồn phóng xạ này thường là 68Ge/68Ga hoặc nguồn 137Cs

 Ghi hình phát xạ sau khi bệnh nhân đã được tiêm thuốc phóng xạ

Các nhược điểm trên của ghi hình PET đã được giải quyết khi có sự ra đời của máy ghi hình kết hợp PET/CT từ năm 2000 Rõ ràng với một hình ảnh CT cho thông tin về hình ảnh giải phẫu cơ thể học tốt (ảnh anatomy) kết hợp với hình ảnh PET cung cấp thông tin về mặt chuyển hoá (metabolism) thì sự kết hợp giữa CT và PET đã mang lại cho thế giới y học một công cụ lý tưởng phục vụ trong việc chẩn đoán hình ảnh góp phần làm tăng hiệu quả điều trị cho bệnh nhân

Mục đích của việc ghi hình PET/CT là sao cho với cùng một lần chụp hình nhưng vừa thấy được các tổn thương của cơ quan, đồng thời xác định được tổn thương đó nằm ở đâu trong cùng một lần chụp Về cơ bản PET/CT gồm 2 khối máy độc lập với nhau, máy ghi hình cắt lớp điện toán (CT) và máy ghi hình cắt lớp positron (PET), hình 2.2

Với máy ghi hình PET/CT kết hợp thì hình ảnh CT có hai vai trò chính sau:

 Cung cấp thông tin hình ảnh giải phẫu rõ nét cho bác sĩ phục vụ cho việc chẩn đoán bệnh lý tốt hơn

 Hình ảnh CT được dùng để hiệu chỉnh độ suy giảm cho ảnh PET