Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học

Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học Tổng quan về hệ thống thiết bị SPECT CT trong y học

TRƯỜNG ĐẠI HỌC KHOA HỌC TỰ NHIÊN

KHOA VẬT LÝ CHUYÊN NGÀNH VẬT LÝ HẠT NHÂN

CN Lê Trần Tuấn Kiệt CBPB : ThS Lê Công Hảo -

TP HỒ CHÍ MINH – 2009

LỜI CẢM ƠN

Nhờ sự giúp đỡ tận tình của các thầy cô, gia đình và bạn bè, khoá luận tốt nghiệp của em đã được hoàn thành

Trước tiên, em xin gửi lời cảm ơn đến Ban Giám Đốc bệnh viện Chợ Rẫy, khoa

Y học hạt nhân và toàn thể nhân viên đã tạo điều kiện và giúp đỡ em

Em xin gởi lời cám ơn sâu sắc đến thầy Nguyễn Văn Hòa và anh Lê Trần Tuấn Kiệt, người đã tận tình chỉ bảo và giúp đỡ em trong suốt quá trình làm đề tài

Em xin gởi lời cám ơn chân thành đến các thầy cô bộ môn vật lý hạt nhân đã tạo điều kiện để em hoàn thành khóa luận này

Em xin chân thành cám ơn và sự tri ân sâu sắc đến ba mẹ và những người thân trong gia đình đã giúp đỡ và động viên em trong suốt thời gian em học tập

Cuối cùng em xin gởi lời cám ơn chân thành đến bạn bè, những người đã giúp

đỡ và động viên em trong suốt quá trình làm khóa luận

MỤC LỤC

Lời cảm ơn 1

Lời mở đầu 2

Mục lục 3

Danh mục các chữ viết tắt 6

Danh mục các hình vẽ 8

CHƯƠNG 1: NGUYÊN LÝ GHI HÌNH VÀ CẤU TẠO MÁY SPECT 9

1.1 Tổng quát về máy SPECT 9

1.2 Nguyên lý hoạt động 11

1.3 Các phương pháp ghi hình 12

1.3.1 Ghi hình 2-D 12

1.3.2 Ghi hình cắt lớp 13

1.4 Hệ thống thu thập dữ liệu 15

1.4.1 Sơ lược về hệ thống đầu dò SPECT 15

1.4.2 Cấu tạo 15

1.4.2.1 Detector 15

1.4.2.2 Ống chuẩn trực (collimator) 16

1.4.2.3 Khối tinh thể nhấp nháy 19

1.4.2.4 Ống dẫn sáng 22

1.4.2.5 Ống nhân quang điện 22

1.5 Các thuật tóan tái tạo hình ảnh 23

1.5.1 Phương pháp chiếu ngược có lọc 23

1.5.2 Phương pháp lặp 26

1.6 Hình ảnh SPECT 28

CHƯƠNG 2: NGUYÊN LÝ GHI HÌNH VÀ CẤU TẠO MÁY CT 32

2.1 Tổng quát về máy CT 32

2.2 Nguyên lý chụp hình CT 33

2.3 Hệ thống thu thập dữ liệu trong CT xoắn ốc 36

2.3.1 Máy phát tia X 36

2.3.2 Hệ đầu dò 36

2.3.2.1 Đầu dò nhấp nháy 36

2.3.2.2 Hệ đầu dò khí Xenon 37

2.3.2.2 Đầu dò chất rắn 37

2.3.2.3 Các dãy nhiều đầu dò 38

2.4 Nguyên lý tạo ảnh CT 39

2.5 Các thuật toán tái tạo hình ảnh 43

2.5.1 Phương pháp chiếu ngược có lọc 43

2.5.2 Phương pháp lặp 44

2.6 Phương pháp hiển thị ảnh CT 48

2.7 Hình ảnh CT 51

CHƯƠNG 3: NGUYÊN LÝ GHI HÌNH VÀ CẤU TẠO MÁY SPECT-CT 55

3.1 Tổng quát về máy SPECT-CT 55

3.2 Nguyên lý ghi hình của SPECT-CT 56

3.3 Các bộ phận ghi nhận hình ảnh 56

3.3.1 Đầu dò SPECT (Detector SPECT) 56

3.3.2 Đầu dò CT 57

3.3.3 Phần mềm máy tính 58

3.4 Các phương pháp kết hợp hình ảnh 59

3.5 Hình ảnh kết hợp của SPECT-CT 60

Kết luận 66 Tài liệu tham khảo 68

DANH MỤC HÌNH VẼ

Hình 1.1: Máy SPECTmột đầu tại bệnh viện Chợ Rẫy 10

Hình 1.2: Máy SPECT hai đầu tại bệnh viện Chợ Rẫy 10

Hình 1.3: Nguyên lý hoạt động tạo ảnh của máy SPECT 12

Hình 1.4 : Máy SPECT 2 đầu đối diện ghi hình phẳng ở đầu 13

Hình 1.5: Mô hình Camera quay khi chụp cắt lớp 14

Hình 1.6: Cách ghi cắt lớp ở tim 14

Hình 1.7: Thông tin số đếm ghi được mỗi góc chiếu camera 14

Hình 1.8: Cấu tạo hệ thống detector nhấp nháy 15

Hình 1.9: Collimator 17

Hình 1.10: Các hình dạng collimator thường gặp 18

Hình 1.11: Khối tinh thể nhấp nháy 20

Hình 1.12: Dòng điện tạo ra khi bức xạ đến tương tác khối tinh thể và đi qua ống nhân quang 22

Hình 1.13: Cấu trúc ma trận lát cắt 24

Hình 1.14: Cấu trúc ma trận lát cắt tái tạo 25

Hình 1.15 Phương pháp chiếu ngược có lọc 25

Hình 1.16: Hình ảnh SPECT tuyến giáp 29

Hình 1.17: Hình ảnh SPECT thận 29

Hình 1.18 : Ảnh SPECT xương toàn than 30

Hình 1.19 : Ảnh SPECT não 31

Hình 2.1: Chụp ảnh CT cho 1 bệnh nhân tại bệnh viện Chơ Rẫy 33

Hình 2.2: Máy CT ghi hình theo đường xoắn ốc 33

Hình 2.3: Các dạng tia X 34

Hình 2.4: Sơ đồ hệ thống quét CT 35

Hình 2.5: Cấu trúc của detector nhấp nháy 36

Hình 2.6: Đầu dó khí xenon 37

Hình 2.7: Đầu dò chất rắn 38

Hình 2.8: Lát cắt mô biểu diễn trong ma trận lát cắtvà phần tử thể tích mô tương ứng 39

Hình 2.9: Ảnh hai vật tách biệt trong máy CT 40

Hình 2.10: Độ suy giảm chùm tia khi đi mô cơ thể theo 1 chiếu 40

Hình 2.11: Độ suy giảm chùm tia khi đi mô cơ thể theo 2 chiếu 41

Hình 2.12: Ma trận lát cắt 2D của hệ số tuyến tính tương ứng với từng mô 42

Hình 2.13: Cấu trúc ma trận lát cắ t43 Hình 2.14: Cấu trúc ma trận lát cắt tái tạo 44

Hình 2.15: Ảnh phí trên ngoài cùng bên trái là ảnh thực, các ảnh còn lại là ảnh tái tạo với số lượng ảnh chiếu khác nhau 45

Hình 2.16: Phương pháp chiếu ngược có lọc 46

Hình 2.17: CT não bình thường và CT não 3 tháng sao cho thấy khối u ác tính 52

Hình 2.18: Ruột thừa bình thường lấp đầy khí 53

Hình 3.1: Máy SPECT-CT tại bệnh viện Chợ Rẫy 55

Hình 3.2 : Hai đầu dò của SPECT 56

Hình 3.3: Các kiểu quay đầu của 2 hệ thống Detector 57

Hình 3.4: khung CT trong máy SPECT-CT 57

Hình 3.5: Giao diện máy tính hiển thị ảnh chụp và ảnh kết hợp 59

Hình 3.6: Giao diện máy tính kết hợp ảnh bằng phương pháp so sánh đặc điểm hình ảnh 60

Hình 3.7: Hình ảnh chẩn đoán khối u thẩn kinh đệm 61

Hình 3.8: Ảnh SPECT/CT theo dõi động mạch vành lúc gắng sức (Stress) và lúc nghỉ ngơi (Rest) 62

Hình 3.9: Ảnh kết hợp dùng trong chẩn đoán y học 63

Hình 3.10: Hình ảnh ung thư tuyến cận giáp 64

Hình 3.11: Hình ảnh chẩn đoán tuyến tiền liệt 65

DANH MỤC BẢNG BIỂU

Bảng 1.1: Đặc tính của các loại collimator 19

Bảng 1.2: Bảng phân loại ống chuẩn trực 19

Bảng 1.3: Đặc tính của một số tinh thể sử dụng trong camera 21

Bảng 2.1: Giá trị CT của các 1 số tế bào trong cơ thể người 49

Bảng 2.2 : Giá trị CT của các mô trong cơ thể 49

Bảng 2.3 : Giá trị CT của các dịch trong cơ thể 50

Bảng 2.4: Giá trị CT của các 1 số tổ chức trong cơ thể người 50

Trong đề tài này, ta đặc biệt quan tâm đến nguyên lý ghi nhận hình ảnh của máy SPECT-CT, công nghệ kết hợp giũa 2 thiết bị chẩn đoán ảnh chức năng (SPECT) và thiết bị chẩn đoán ảnh cấu trúc (CT) Từ đó đưa ra một cái nhìn mới về công nghệ tích hợp trong thiết bị cũng như trong hình ảnh chẩn đoán

CHƯƠNG 1: NGUYÊN LÝ GHI HÌNH V CẤU TẠO MY SPECT

1.1 Tổng quát về máy SPECT

SPECT ( Single Photon Emission Computed Tomography ) là một thiết bị chụp ảnh cắt lớp bằng bức xạ hạt nhân dựa trên kỹ thuật đánh dấu phóng xạ Nguyên tắc chụp ảnh của máy SPECT như sau: khi đưa một dược chất phóng xạ vào cơ thể bệnh nhân, sau một thời gian dược chất phóng xạ này tham gia quá trình sinh hoá trong cơ thể tạo ra sự phân bố phóng xạ trong cơ thể Cơ thể sẽ phát ra các bức xạ  đi đến camera nhấp nháy (một bộ phận chính trong máy SPECT) ghi nhận Dữ liệu ghi nhận

từ camera được xử lý bởi máy tính để tạo ra hình ảnh về sự phân bố phóng xạ đó Máy tính kết nối với máy SPECT đóng một vai trò rất quan trọng trong việc: thu nhận, xử

lý, hiển thị những ảnh số cho biết sự phân bố phóng xạ trong cơ thể Ngoài ra máy tính còn hỗ trợ việc truy cập thông tin của bệnh nhân, của bệnh viện và kết nối với các hệ thống khác Qua hình ảnh phân bố phóng xạ trong cơ thể bệnh nhân ta biết được nồng

độ phân bố, từ đó bác sĩ chẩn đoán được tình trạng hoạt động sinh hoá của cơ quan trong cơ thể bình thường hay bất thường Nên ảnh thu được bởi máy ghi hình SPECT

là ảnh ở cấp phân tử, chức năng và sinh hoá giúp phát hiện sớm hơn các chẩn đoán dựa trên hình ảnh cấu trúc giải phẩu học (ảnh X –quang, siêu âm, MRI)

Hình 1.1: Máy SPECT một đầu tại bệnh viện Chợ Rẫy

Hình 1.2: Máy SPECT hai đầu tại bệnh viện Chợ Rẫy

1.2 Nguyên lý hoạt động

Để tạo một ảnh SPECT đầu tiên ta đưa một dược chất phóng xạ vào cơ thể bệnh nhân Sau khi dược chất phóng xạ này tham gia quá trình biến đổi sinh hoá trong cơ quan đó sẽ phát ra bức xạ  Bức xạ  đến detector của camera nhấp nháy , tương tác khối nhấp nháy và phát ra ánh sáng nhấp nháy Anh sáng này đi qua ông dẫn sáng đập vào photocathode của ống nhân quang Mỗi ánh sáng nhấp nháy có một bước sóng tương ứng khi đập vào photocathode bức các điện tử đi đến các dynode Điện trường sẽ gia tốc các điện tử để có đủ động năng đến được các dynode khác Mỗi lần đập vào dynode số điện tử tăng dần có thể đạt đến 6

10 đến 8

10 electron ở dynode cuối cùng Kết quả là ta có một dòng electron ở anốt tạo ra một tín hiệu điện Tín hiệu điện từ các ống nhân quang đưa đến mạch tiền khuếch đại để tăng cường độ dòng điện Sau khi đi qua mạch tiền khuếch đại các tín hiệu điện được mã hoá toạ độ (X,Y) của tín hiệu thu nhận (tín hiệu này thu nhận tại ống nhân quang nào), và tín hiệu điện này có một xung điện

Z có biên độ tỉ lệ với năng lượng bức xạ bỏ ra trong khối tinh thể nhấp nháy Xung điện Z của tín hiệu điện sẽ đi đến bộ phân tích biên độ xung Bộ phân tích biên độ xung cho phép tín hiệu điện đó thu nhận hay không, thông qua một vài cửa sổ năng lượng có thể thay đổi độ rọng của dãy năng lượng bức xạ cần ghi Khi tín hiệu điện này được ghi nhận thì toạ độ tín hiệu cho phép định vị electron huỳnh quang đập lên màn hình huỳnh quang (CRT), từ đó mới thấy được hình ảnh Nếu là màn hình số thì biên độ xung của tín hiệu chuyển đổi thành tín hiệu số và giá trị số của tín hiệu sẽ điều khiển sự hiển thị trên màn hình tạo thành ảnh số (loại này thường dùng phổ biến ngày nay trong y học hạt nhân (YHHN)

Hình 1.3: Nguyên lý hoạt động tạo ảnh của máy SPECT

1.3 Các phương pháp ghi hình

1.3.1 Ghi hình 2-D

Có 3 phương pháp ghi hình: tĩnh, toàn thân, động Cho giường bệnh nhân di chuyển từ từ qua bề mặt của camera với tốc độ thích hợp Trong khi đó camera quét hết vùng cơ quan cần được ghi hình, đồng thời dữ liệu sẽ được ghi vào các khung ảnh Tiến hành tích luỹ số đếm phóng xạ cho mỗi pixel và kết khúc thời gian ghi hình ta sẽ

có một ảnh phẳng mà không cần tái tạo ảnh như ảnh chụp cắt lớp Ảnh 2-D tạo thành

có thể xử lý như lọc ảnh, phóng đại có nội suy… để có thông tin chẩn đoán chính xác hơn

Hình 1.4: Máy SPECT 2 đầu đối diện ghi hình phẳng ở đầu 1.3.2 Ghi hình cắt lớp

Cho camera quay với tốc độ quay thích hợp quanh bệnh nhân và ghi hình bức xạ

ở nhiều góc khác nhau Camera có thể vừa quay vừa ghi hoặc quay tới vị trí nào đó, dừng lại ghi dữ liệu rồi quay camera đến vị trí kế tiếp (step by step) Ứng mỗi góc quay ảnh ghi được gọi là ảnh chiếu (projection), khi camera quay hết một vòng ta có một loạt các ảnh chiếu Các ảnh chiếu này sẽ được xử lý về sau để tạo hình ảnh cắt lớp Trong ghi hình cắt lớp góc quay camera chỉ giới hạn từ 0

45 nghiêng trái đến 0

45 nghiêng phải Bởi vì các góc còn lại do khoảng

cách từ tim đến camera lớn nên ảnh hưởng không tốt đến độ phân giải không gian và

độ tương phản do suy giảm bức xạ

Hình 1.5: Mô hình Camera quay Hình 1.6: Cách ghi hình cắt lớp ở tim

khi chụp cắt lớp

Hình 1.7: Thông tin số đếm ghi được mỗi góc chiếu camera

1.4 Hệ thống thu thập dữ liệu

1.4.1 Sơ lƣợc về hệ thống đầu dị SPECT

Ngày nay các máy SPECT hiện đại sử dụng 1 hoặc 2 hệ thống detector để ghi hình, gĩc giữa cc hệ thống detector có thể thay đổi tuỳ ý Trường hợp 2 hệ thống detector có thể đối diện 1800 (trong chụp toàn thân và đầu), lệch nhau 900 (trong chụp

tim) hoặc một gĩc khc… Việc sử dụng 2 hệ thống detector trong my SPECT hiệu quả hơn trong ghi hình 1 hệ thống bởi vì giảm được thời gian ghi hình v tăng độ nhạy

Hình 1.8: Cấu tạo hệ thống detector nhấp nhy 1.4.2 Cấu tạo

1.4.2.1 Detector

Nhiệm vụ của detector chỉ thu nhận những tia bức xạ phát từ bệnh nhân nằm trong một dãy năng lượng cho phép và định vị được toạ độ của nơi phát ra bức xạ Tuỳ loại dược chất phóng xạ mà năng lượng tia bức xạ phát ra có năng lượng khác nhau, hơn nữa bức xạ phát ra tương tác mô cơ thể có thể xảy ra hiện tượng suy giảm năng lượng do bức xạ và tán xạ (tán xạ Compton) Không phải bức xạ nào cũng được ghi nhận vì với năng lượng của bức xạ không được chấp nhận nó không phản ánh đúng vị trị nơi phát bức xạ Vì vậy cần phải có đầu dò

1.4.2.2 Ống chuẩn trực (collimator)

Ống chuẩn trực bao gồm nhiều ống thẳng nhỏ xếp sát nhau và trên ống chuẩn trực có hàng nghìn lỗ nhỏ Giữa các ống thẳng nhỏ đó ngăn cách bởi các màn chì hoặc stungten gọi là vách ngăn (màn chắn) Độ dày màn chắn dày hay mỏng được chế tạo phụ thuộc vào năng lượng bức xạ đi đến collimator (phụ thuộc loại dược chất phóng

xạ thường dùng trong ghi hình máy SPECT) LEHR Tc-99m, HE I-131 Màn chắn mỏng sử dụng cho bức xạ đến collimator có năng lượng thấp còn ngược lại màn chắn dày cho bức xạ có năng lượng có năng lượng cao Các lỗ nhỏ trên collimator chỉ cho phép những tia bức xạ phát ra từ cơ thể bệnh nhân có phương song song trục các ống thì mới thu nhận Còn những tia có hướng xiên (không song song trục ống) thì năng lượng bức xạ bị các màn ngăn hấp thụ không đến được khối nhấp nháy và không ghi nhận được Hơn nữa collimator có tác dụng định vị điểm nhấp nháy phát ra tại tinh thể nhấp nháy trùng với điểm tại cơ quan phát ra bức xạ Có nhiều loại collimator và mỗi loại có đặc trưng riêng, đặc trưng đó phù hợp với mụch đích ghi hình nào (ảnh phóng đại hay nhỏ hơn kích thước cơ quan ghi hình, ảnh có độ phân giải và độ nhạy cao hay thấp) Đặc trưng của collimator là hình dạng, độ dài ống, đường kính của lỗ Độ dài ống thẳng ngắn và đường kính lỗ lớn cho phép nhiều photon đến nên độ nhạy cao, ngược lại thì số photon đến ít hơn nhưng độ phân giải cao Hai yếu tố độ nhạy và độ phân giải thường mâu thuẩn nhau

độ phân giải cao

 Ống chuẩn trực hội tụ để ghi hình cơ quan có kích thước nhỏ hơn kích thước tinh thể nhấp nháy Ảnh cũng được phóng đại và có độ phân giải cao hơn so với ghi hình ống chuẩn trực song song của cơ quan có kích thước nhỏ

 Ống chuẩn trực phân kỳ thu ảnh nhỏ hơn kích thước vật thật và ảnh thu được

có độ phân giải không gian kém hớn ống chuẩn trực song song

 Ống chuẩn trực song song loại dùng phổ biến nhất hiện nay và chia làm các loại: loại có năng lượng thấp, năng lượng trung bình, năng lượng cao

phát ra (Kev) ngăn (mm) xạ

 Năng lượng thấp

 Năng lượng trung bình

 Năng lượng cao

 Năng lượng cao hơn

140-200

300 360-500

511

0.2-0.3 1.1-1.4 1.3-3.0 3.0-4.0

Tcm

99

In

Ga 131

67,

Độ nhạy cao, năng lượng thấp

Độ nhạy cao, năng lượng trung bình

1.4.2.3 Khối tinh thể nhấp nháy

Các bức xạ đi qua ống chuẩn trực rồi đập vào bản tinh thể nhấp nháy và tương tác với tinh thể Khi bức xạ tương tác có thể xảy ra hiệu ứng quang điện hay hiệu ứng Compton là tuỳ thuộc vào năng lượng của bức xạ đến và vật chất cấu tạo tinh thể Trong ghi hình điều không mong muốn là hiệu ứng tán xạ Compton xảy ra vì tín hiệu ghi được của camera không xác định được vị trí phát bức xạ Khi hiệu ứng tán xạ Compton xảy ra làm cho nguyên tử của tinh thể ở trạng thái kích thích có mức năng lượng cao hơn (do các eclectron nguyên tử chuyển lên mức năng lượng cao hơn) Sao

đó các electon này chuyển về trạng thái cơ bản phát ra photon thứ cấp có mức năng lượng thấp hơn Ở hiệu ứng quang điện thì năng lượng bức xạ đến sẽ bị khối tinh thể nhấp nháy hấp thụ mà không gây hiệu ứng phu, tạo ra những chấm sáng nhấp nháy có năng lượng phản ánh đúng năng lượng bức xạ đến tương tác nên tín hiệu camera thu

được sẽ xác định được nơi xảy ra tương tác Vì thế phải chọn tinh thể nhấp nháy có độ dày và loại vật liệu cấu tạo phù hợp với năng lượng loại bức xạ phát ra Nhiệm vụ của bản tinh thể nhấp nháy tạo ra những chấm sáng trên bề mặt của tinh thể khi có một tia bức xạ tương tác với tinh thể nhấp nháy Lượng ánh sáng nhấp nháy mới được tạo ra tỉ

lệ với số tương tác Mỗi ánh sáng nhấp nháy có một bước sóng riêng Một loại tinh thể nhấp nháy thông dụng nhất trong ghi hình ở máy SPECT là tinh thể NaI có pha thêm Tl

ký hiệu NaI(Tl) Phải pha thêm Tl vì NaI tinh thiết không tạo ra ánh sáng nhấp nháy

mà Tl mới tạo ra chấm sáng nhấp nháy đó Những loại khác thường dùng như: CsF, BGO, BaF2 … Dùng trong ghi hình máy PET

Hình 1.11: Khối tinh thể nhấp nháy

Dưới đây là bảng đặc tính của các loại vật liệu cấu tạo tinh thể nhấp nháy:

Bảng 1.3: Đặc tính của một số tinh thể sử dụng trong camera

Độ phân giải năng lượng (%) 6.6 10.2 11.4 8.5

)

(cm1

)/

Loại tinh thể nhấp nháy thường dùng nhất cho máy SPECT là tinh thể NaI(Tl)

Ưu điểm của tinh thể này là hiệu suất ghi đối với gamma lớn (nếu bố trí hình học tốt hiệu suất ghi có thể đạt đến 90-100%), hiệu suất chuyển đổi ánh sáng cao, độ phân giải không gian và năng lượng tốt hơn các loại tinh thể khác Ngoài những ưu điểm trên thì NaI(Tl) có thể gia công khá dễ dàng thành các đơn tinh thể trong suốt và có kích thước lớn Nhưng nhược điểm đáng kể là thời gian phát sáng chậm dẫn đến thời gian chết của detector tăng, khả năng bắt photon của NaI thấp hơn BGO, GSO, BaF2 Nhược điểm nữa là trong việc bảo quản, phải cất giữ trong dầu vadơlin hoặc trong hợp kín có cửa sổ trong suốt do NaI dễ hút nước

1.4.2.4 Ống dẫn sáng

Ống dẫn sáng thường làm chất Plexiglas, mặt trong thành ống có phủ lớp bạc để phản xạ tốt ánh sáng và không hấp thụ ánh sáng Anh sáng nhấp nháy từ bản nhấp nháy phát ra đi đến ống dẫn sáng bị phản xạ ánh sáng liên tiếp và cuối cùng đến các ống nhân quang Tác dụng của ống dẫn sáng là tăng hiệu suất đếm và xác định chính xác vị trí phát sáng nhấp nháy Thường thì độ dài của ống dẫn sáng khoảng 4 cm tính từ tâm của khối nhấp nháy đến bề mặt của các ống nhân quang

1.4.2.5 Ống nhân quang điện

Ống nhân quang điện có chức năng biến đổi ánh sáng nhấp nháy thành tín hiệu điện Các bộ phận của ống nhân quang gồm: photocathode (quang electron), anode, dynode, các điện cực

Hình 1.12: Dòng điện tạo ra khi bức xạ đến tương tác khối tinh thể

và đi qua ống nhân quang

 Photocathode: Ánh sáng từ chất nhấp nháy được truyền vào cửa sổ của ống nhân quang điện và kích thích photocathode Photocathode được làm bằng vật liệu dễ phóng thích electron khi hấp thu năng lượng photon ánh sáng Tỉ lệ giữa

số electron phóng thích và số photon ánh sáng gọi là hiệu suất lượng tử thường đạt được 15% đến 25%

 Các điện cực: Tạo sự chênh lệch điện thế giữa các điện cực Điện thế chênh lệch đó tạo ra điện trường gia tốc các điện tử để có động năng lớn đến được dynode kế tiếp và số electron tại các dynode sẽ được nhân lên

 Anode: Tạo một dòng điện ở ngõ ra của ống nhân quang

 Dynode: Thường làm bằng vật liệu dễ bức electron khi bị các electron có năng lượng đủ lớn đâp vào Sự chênh lệch điện thế giữa các điện cực tao ra một điện

trường để gia tốc các điện tử có năng lượng đủ lớn đập vào các dynode kế tiếp Sau mỗi lần các điện tử electron đập vào một dynode thì số electron lại tăng lên Quá trình này cứ tiếp tục xảy ra đến khi đập vào dynode cuối cùng, kết quả sẽ

có một dòng điện ở dynode có cường độ lớn so với dòng phát ra ở photocathode

1.5 Cc thuật tốn ti tạo hình ảnh

1.5.1 Phương pháp chiếu ngược có lọc

Dược chất phóng xạ khi đi vào cơ thể sẽ được các bộ phận hấp thu Dược chất phóng xạ này tham gia quá trình biến đổi sinh hoá trong cơ quan đó sẽ phát ra bức xạ Detector sẽ ghi nhận giá trị của hoạt độ phóng xạ A, hoạt độ phóng xạ A=dN/dt

Giả sử ma trận lát cắt 5x5 nguyên tố thể tích, trong đó các giá trị A cho trong hình vẽ

Bắt đầu với ma trận rỗng và giá trị từ mỗi tia trong tất cả các ảnh chiếu được cộng vào mỗi phần tử ảnh trong đường tia xuyên qua ảnh

- Sau khi thực hiện 2 phép chiếu để thu nhập số liệu, cc gi trị Ni l tổng cc gi trị A của các nguyên tố thể tich nằm trên đường đi của chùm tia

- Cc gi trị Ni gọi các dữ liệu và được máy tính lưu trữ trong 2 thanh ghi

0 1 3 1 0 Ni

Hình 1.13: Cấu trc ma trận lt cắt

Phương pháp chiếu ngược sẽ tái tạo lại ma trận lt cắt từ cc tổng Ni như sau:

- Đặt ngược lại các giá trị tổng Ni vào các pixel trên hàng hay cột của ma trận lát cắt mà đường tia đ đi qua lúc thu thập dữ liệu

- Ma trận lát cắt được hình thnh với cc gi trị của mỗi pixel l tổng cc gi trị Nicộng lại từ tất cả các phép chiếu ngược được thực hiện

Hình 1.14: Cấu trc ma trận lt cắt ti tạo

Ma trận thu được không giống hẳn như ma trận thực Nếu thực hiện nhiều ghi nhận từ nhiều hướng khác nhau thì sẽ thu được ảnh gần giống với ảnh thật hơn

Sự nhịe xuất hiện ở những chỗ giao nhau Cng gần điểm giao, màu càng sẫm

Để loại bỏ sự nhịe ny, ảnh chiếu phải được lọc trước khi chiếu ảnh Mục đích của phép chiếu lọc là tạo ra một phần âm ở vùng biên của tín hiệu trước khi chiếu ngược để khử

Hình 1.15 Phương pháp chiếu ngược có lọc

1.5.2 Phương pháp lặp

Phương pháp lặp bao gồm 3 bước như sau :

 Ước lượng lời giải ban đầu

 Tính toán phép chiếu dựa trên bước trên

 Định nghĩa lại ước lượng dựa trên sự quan trọng giữa phép chiếu thực và phép chiếu đề nghị : pi = pi +g

Sau đó thực hiện các bước sau :

+ Ước lượng ban đầu và các phép chiếu

i i

2

6(12 0)0

62

0

(8 0)0

2

x y z t

2

6, 5(9 10)

6

5, 52

(11 10) 4, 54

(11 10)4

2

x y z t

5, 5

72

vậy những thông tin ta thu nhận được ở cấp độ phân tử có thể phản ánh được chức năng của hệ mô và cơ quan gọi là thông tin chức năng hay hình ảnh chức năng R rng l chẩn đoán chức năng là lĩnh vực ứng dụng của hình ảnh y học hạt nhn bởi vì cc thơng tin được thu nhận ở cấp độ phân tử

Hình ảnh của SPECT chẩn đoán hình ảnh sinh hĩa của:

Hình 1.17: Hình ảnh SPECT thận

Hình 1.18: Ảnh SPECT xương toàn thân

+ SPECT cho chng ta thấy dịng chảy của máu đi vào các động mạch và tĩnh mạch trong no

Hình 1.19: Ảnh SPECT no

+ SPECT cũng rất quan trọng trong việc chẩn đoán sự rạn nứt cột sống do áp lực, sự thiếu máu trong no m hậu quả của nĩ cĩ thể l những cơn đột quỵ hoặc hình thnh những khối u

+ Hình ảnh của SPECT hầu hết đều không có đường biên giới hạn các bộ phận, các bác sĩ khó có thể nhận biết chính xác vị trí tổn thương hay ung thư Do đó ta cần bổ sung thêm hình ảnh CT, kết hợp ảnh CT với ảnh SPECT cho ta biết chính xc vị trí cũng

như mức độ thương tổn của bộ phận

2.1 Tổng quát về máy CT

CT(Computed Tomography) Tomography là phương pháp chụp ảnh cắt lớp; Computed Tomography mang ý nghĩa là chụp cắt lớp với sự hỗ trợ của máy tính Đây là phương pháp tạo ảnh dựa vào tính chất hấp thụ tia X của vật chất Chụp cắt lớp vi tính CT giúp cho ta “nhìn thấy” các cơ quan bên trong của con người mà không phải thực hiện phẫu thuật

Chụp cắt lớp điện toán là kỹ thuật được Godfrey Hounsfield, một nhà khoa học người Anh sáng tạo năm 1972 và nhận giải Nobel Y học năm 1979 Lúc này ông vừa tròn 60 tuổi Ðây là một kỹ thuật X-quang đặc biệt cho phép nghiên cứu trên những hình ảnh cắt lớp các phần mô khác nhau của một cơ thể sống nhờ một dụng cụ đặc biệt gọi là scanner (thuật ngữ chính thức được Hounsfield dùng năm 1980)

CT được ứng dụng rất rộng rãi trong chẩn đoán lâm sàng cũng như trong sinh thiết CT được dùng để chẩn đoán các phần cứng của cơ thể bị tổn thương như: sọ não, cột sống, xương … Trong tất cả các phương pháp chẩn đoán hình ảnh hiện nay thì CT cho hình ảnh về các phần cứng của cơ thể rõ nhất CT còn được dùng để chẩn đoán ung thư, giúp phát hiện sớm khối u Chụp CT có tiêm cản quang có thể giúp cho bác sĩ đánh giá sự phát triển và sự di căn của khối u Các bệnh về tim mạch như tắc nghẽn mạch máu, các dị tật của tim…có thể được phát hiện bởi CT CT được dùng trong nha khoa, nhi khoa, nhãn khoa hay để thực hiện nội soi ảo dùng kỹ thuật tạo ảnh 3D với sự hỗ trợ của máy tính Ngoài ra, CT còn dùng để trợ giúp sinh thiết như sinh thiết tuyến tiền liệt, sinh thiết ung thư vú, sinh thiết cổ tử cung…

Một ưu điểm lớn nhất của CT là cho phép khảo sát các phần xương có cấu trúc tinh tế Vì vậy, hiện nay người ta kết hợp CT với phương pháp SPECT hay PET (dùng để tạo ảnh chức năng) để tạo ra máy quét SPECT-CT hay PET-CT vừa

cho hình ảnh giải phẫu vừa khảo sát được chức năng của các cơ quan

Hình 2.1: Chụp ảnh CT cho 1 bệnh nhân tại bệnh viện Chợ Rẫy

2.2 Nguyên lý chụp hình CT

Chiếc giường sẽ tự động di chuyển đưa bệnh nhân vào khung CT Hệ thống

CT xoắn ốc vửa quay nguồn đồng thời phát tia X liên tục quanh bệnh nhân trong khi vẫn di chuyển liên tục bàn bệnh nhân để thu nhận dữ liệu theo đường xoắn ốc Thời gian ghi hình rất ngắn cỡ 50ms

Hình 2.2 : Máy CT ghi hình theo đường xoắn ốc