NGUYÊN LÍ CHỤP CẮT LỚP CT
LỊCH SỬ PHÁT TRIỂN MÁY CHỤP CẮT LỚP CT
Máy chụp cắt lớp CT, được phát minh vào năm 1972 bởi kỹ sư Godfrey Hounsfield và nhà vật lý Allan McLeod Cormack, đã cách mạng hóa lĩnh vực y học Hounsfield, làm việc tại phòng thí nghiệm EMI ở Anh, và Cormack từ Đại học Tufts, Massachusetts, đã cùng nhau phát triển công nghệ này Năm 1979, họ được vinh danh với giải thưởng Nobel Y học cho những đóng góp quan trọng của mình.
Hình 1.1 M ẫ u CT đầ u tiên (Ngu ồ n : wikipedia.org)
Thiết bị CT đầu tiên được phát triển từ năm 1974 đến 1976, ban đầu chỉ dành cho chụp ảnh đầu Tuy nhiên, từ năm 1976, các máy CT lớn hơn ra đời, cho phép chụp toàn bộ cơ thể Việc sử dụng CT trở nên phổ biến từ thập kỷ 80 của thế kỷ 20, và hiện nay trên toàn thế giới ước tính có hơn 30.000 máy CT đang hoạt động.
Trong hơn 30 năm qua, máy CT đã trải qua nhiều cải tiến để nâng cao tốc độ, đảm bảo an toàn và tiện lợi cho bệnh nhân, đồng thời cải thiện độ phân giải hình ảnh Các công ty sản xuất hiện nay tiếp tục nỗ lực giảm thiểu hiện tượng ảnh giả và giảm liều tia X.
SƠ LƯỢC NGUYÊN LÝ HOẠT ĐỘNG CỦA MÁY CT
Chụp X-quang là một quy trình y tế trong đó kỹ thuật viên yêu cầu bạn đứng giữa máy phát tia X và tấm phim, tạo ra hình ảnh với các vùng sáng tối khác nhau mô tả cơ quan trong cơ thể Tia X là sóng điện từ có bước sóng nhỏ và năng lượng cao, cho phép nó xuyên qua cơ thể Khi tia X đi qua, một phần năng lượng sẽ bị các cơ quan hấp thụ, theo định luật Beer, dẫn đến sự giảm năng lượng tia X.
• I 0 , I: năng lượng tia X lúc đầu và sau
• à : hệ số suy giảm tuyến tớnh của vật liệu, đặc trưng cho khả năng làm suy giảm năng lượng tia X của vật chất
• x : quãng đường tia X đi qua
Các cơ quan trong cơ thể hấp thụ tia X với mức độ khác nhau, dẫn đến việc chùm tia X khi thoát ra sẽ chứa các tia có năng lượng không đồng nhất Sự khác biệt này tạo ra các vùng sáng tối trên phim X-quang, phản ánh hình ảnh các cơ quan bên trong cơ thể bạn.
CT sử dụng tia X với nhiều điểm khác biệt và phức tạp hơn so với X-quang thông thường Một chùm tia X "cắt" ngang qua cơ thể, và thay vì tấm phim, các máy thu (detector) ghi lại tín hiệu ở phía bên kia Tia X và máy thu quay quanh bạn trên một mặt phẳng để thu thập dữ liệu thô (raw data) về lát cắt Để hiểu được dữ liệu này, cần áp dụng các phương pháp toán học để chuyển đổi thành hình ảnh Các thuật toán thường được sử dụng bao gồm filtered back-projection (với bộ lọc Laks hoặc Shepp-Logan) và expectation-maximization (EM) Hình ảnh tái tạo là đa mức xám, thường được biểu thị bằng số HU (Hounsfield unit) hay số CT để thể hiện mức xám của ảnh CT.
Hình 1.2 Minh h ọ a nguyên lý máy CT
Việc chuyển đổi dữ liệu thô thành hình ảnh yêu cầu giải quyết nhiều phương trình phức tạp, đòi hỏi máy tính có hiệu suất cao Vào năm 1974, khi công nghệ máy tính còn hạn chế, thiết bị đầu tiên của Hounsfield mất vài giờ để thu thập thông tin thô cho mỗi lát cắt và vài ngày để tái tạo hình ảnh Ngày nay, các máy CT hiện đại có khả năng thu thập thông tin thô một cách nhanh chóng và hiệu quả hơn.
Máy CT hiện đại có khả năng quét 256 lát cắt cùng lúc với khoảng cách giữa các lát cắt chỉ 1mm, cho phép tái tạo hình ảnh kích thước 1024x1024 pixel chỉ trong vài giây Năm 2007, Toshiba đã giới thiệu thế hệ máy CT 320 lát cắt, mở ra một kỷ nguyên mới cho công nghệ chẩn đoán hình ảnh Các máy CT có khả năng quét đồng thời nhiều lát cắt được gọi là MS-CT (multi-slice CT), nâng cao hiệu quả và độ chính xác trong việc chẩn đoán.
Hiện nay, hầu hết các máy CT đều được trang bị phần mềm tái tạo hình ảnh 3D từ các slice, giúp bác sĩ quan sát các cơ quan bên trong cơ thể từ nhiều góc độ khác nhau Các phần mềm này cho phép thực hiện cắt lớp theo nhiều hướng, nâng cao khả năng chẩn đoán và điều trị.
Hình 1.3 Ả nh ch ụ p b ằ ng ổ b ụ ng b ằ ng CT và ả nh 3D
SƠ LƯỢC VỀ CẤU TẠO MÁY CT
Một hệ thống CT hiện nay thường gồm các bộ phận sau:
- Một bộ nguồn cấp điện công suất cao cung cấp điện cho máy quét
Máy quét (scanner) là thành phần chính của hệ thống, bao gồm ống phát tia X, đầu dò và động cơ, tất cả được bố trí trong một vòng lớn cao khoảng 2m Ở trung tâm của vòng là một giường nhỏ có khả năng thay đổi vị trí linh hoạt để bệnh nhân nằm.
Hình 1.4 C ấ u t ạ o bên trong m ộ t máy quét
T: ố ng phát tia X, D – đầ u thu, X: tia X, R : khung quay
Máy quét được kết nối với một máy tính chuyên dụng để chuyển đổi dữ liệu thô thành hình ảnh, sau đó có thể sử dụng thêm các máy tính thông thường để tiếp tục xử lý hình ảnh.
- Các phần mềm xử lý và quản lý hình ảnh
Máy quét phải được đặt trong phòng có khả năng chặn tia X Thông thường vách phải được lót chì và sử dụng kính có chứa chì.
PHÂN LOẠI
Hiện nay, máy CT đã phát triển qua 4 thế hệ:
- Thế hệ thứ nhất: Chỉ có một đầu thu, khi chụp ảnh thì trượt theo chiều dài và quay xung quanh bệnh nhân
Thế hệ thứ hai của công nghệ chụp ảnh sử dụng chùm tia hẹp khoảng 10 độ và có nhiều đầu dò Tại mỗi vị trí chụp, thiết bị thực hiện việc chụp ở nhiều góc khác nhau Quy trình chụp vẫn yêu cầu việc quay và trượt tương tự như thế hệ thứ nhất.
Thế hệ thứ ba của máy CT sử dụng chùm tia hình quạt với khoảng 500-1000 đầu dò, cho phép chụp hình mà không cần phải trượt Hiện nay, đa số các máy CT trên thị trường thuộc thế hệ này.
Thế hệ thứ tư của công nghệ siêu âm sử dụng chùm tia hình quạt và đầu dò cố định được sắp xếp thành vòng tròn, trong khi nguồn phát quay Cải tiến này giúp giảm thiểu một số hiện tượng ảnh giả, nâng cao chất lượng hình ảnh siêu âm.
Ngoài các thế hệ máy CT chính, còn tồn tại một số kỹ thuật khác như CT xoắn ốc (spiral CT hay helical CT), Cine CT và electron beam CT CT xoắn ốc cho phép đầu phát và đầu thu di chuyển theo hình xoắn ốc dọc theo cơ thể bệnh nhân, mang lại hình ảnh chi tiết hơn Mỗi loại kỹ thuật này có những ưu điểm và nhược điểm riêng, ảnh hưởng đến độ chính xác và tốc độ chẩn đoán.
CT được ưa chuộng nhờ vào khả năng cung cấp hình ảnh sắc nét và độ tương phản cao, đồng thời thực hiện nhanh chóng Sự hỗ trợ từ các phần mềm cho phép người dùng linh hoạt trong việc sử dụng dữ liệu Hơn nữa, giá dịch vụ CT hiện tại cũng khá hợp lý.
Tia X không gây đau, do đó cũng như chụp X quang bạn không có cảm giác gì khi chụp CT Bạn có thể chỉ cảm thấy hơi khó chịu khi phải nằm trong một cái vòng lớn nhưng bạn không phải nằm lâu Mỗi ca chụp thông thường chỉ tốn khoảng vài phút Trong một số trường hợp như chụp khối u, mạch máu,…bạn phải tiêm thêm chất phản quang để tăng độ tương phản của ảnh chụp Hóa chất này khá đắt tiền và làm tăng cao chi phí của bạn
Khi sử dụng CT và các phương pháp chẩn đoán bằng tia X, việc đảm bảo an toàn với tia X là rất quan trọng Mặc dù khi chụp CT bạn không cảm thấy gì, nhưng cơ thể bạn vẫn hấp thụ một lượng tia X nhất định, được gọi là liều hấp thụ Thông thường, liều hấp thụ khi chụp CT tương đương với lượng tia X mà bạn nhận từ môi trường tự nhiên trong khoảng từ 6 tháng đến 3 năm.
Mật độ chụp CT an toàn không có câu trả lời chung, vì nó phụ thuộc vào thiết bị và nhiều yếu tố khác Tuy nhiên, nguyên tắc chung là nên hạn chế số lần chụp CT càng nhiều càng tốt.
CÁC PHƯƠNG PHÁP CHỤP CẮT LỚP HIỆN NAY VÀ SƠ ĐỒ THU CHỤP THÔNG TIN
1.5.1 Các phương pháp chụp cắt lớp
Phân loại các phương pháp chụp cắt lớp dựa trên các dạng tác động vật lý khác nhau, mỗi dạng tác động tương ứng với một phương pháp chụp cắt lớp cụ thể Phương pháp chụp cắt lớp có thể được hiểu là quá trình tổng hợp và tái tạo hình ảnh của lớp cắt đối tượng từ thông tin thu được từ các dạng tác động vật lý khác nhau, phản ánh cấu trúc vật chất của lớp cắt theo lý thuyết Radon.
B ả ng 1.1Các ph ươ ng pháp ch ụ p c ắ t l ớ p
Dạng tác động Phương pháp chụp tương ứng
Bức xạ Rơnghen (tia - X) Chụp cắt lớp X – quang
Bức xạ Gamma Chụp cắt lớp Bức xạ đơn phôtôn
Bức xạ Pozitron Chụp cắt lớp Pozitron
Trường từ Chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân
Sóng ngắn Chụp cắt lớp Sóng ngắn
Phần tử trọng lượng (Ion, α, β, proton)
Chụp cắt lớp Phần tử trọng lượng Bức xạ Hồng ngoại Chụp cắt lớp Hồng ngoại
Bức xạ Siêu cao tần Chụp cắt lớp Siêu cao tần
Hiện nay, các phương pháp chụp cắt lớp phổ biến bao gồm chụp cắt lớp X-quang, chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân và chụp cắt lớp positron Bên cạnh đó, một số phương pháp như sóng ngắn và phần tử trọng lượng vẫn đang trong giai đoạn thử nghiệm.
1.5.2 Sơ đồ thu chụp thông tin trong chụp cắt lớp
Sơ đồ ghi chụp thông tin về đối tượng do Haunsfield và Mac-Cormac đề xuất được minh họa trong Hình 1.2 Trong quá trình này, nguồn tia Rơnghen tập trung di chuyển dọc theo đoạn AA', trong khi phần thu di chuyển theo đoạn BB' Việc phát và thu tia diễn ra đồng bộ, và thông tin được chụp dựa trên cường độ tia ở đầu ra phần phát và đầu vào phần thu Logarit của tỉ số cường độ tia ở đầu vào phần thu so với cường độ ban đầu được gọi là hình chiếu.
Các đoạn định hướng AA' và BB' được gắn cố định trên một khung có khả năng xoay quanh trục O Mỗi khi khung thay đổi vị trí, người ta tiến hành đo đạc một bộ hình chiếu tương ứng với các tia song song, thường được gọi là bộ hình quét.
Cùng với sự phát triển của đầu dò, sơ đồ Haunsfield và Mac – Cormac thay đổi gồm các dạng như sau:
Hình 1.5 S ơ đồ thu ch ụ p thông tin
Đầu chụp loại 1 thuộc thế hệ thứ nhất sử dụng tia Rơnghen chuẩn để quét vật thể nghiên cứu, với tín hiệu được thu nhận qua phần tử cảm biến gắn liền với bộ phát xạ Hệ thống này thực hiện chuyển động tịnh tiến và quay, tự động xoay quanh vật thể với bước nhảy góc là 1 độ Phần tử cảm biến trong đầu chụp này sử dụng tinh thể nhấp nháy NaI (I-đua Natri) kết hợp với thiết bị khuếch đại ánh sáng (Φ3Υ), theo nguyên tắc chụp được minh họa trong Hình 1.6a.
Thế hệ thứ hai - Đầu chụp loại 2 sử dụng hệ thống bức xạ và detector thực hiện chuyển động tịnh tiến và quay tương tự như đầu chụp loại 1, nhưng khác ở chỗ nó quét vật thể bằng chùm phân kỳ với từ 3-52 đường chuẩn Mỗi đường chuẩn có tín hiệu riêng biệt được thu bởi một detector độc lập, cho phép đo đồng thời các tín hiệu Điều này làm tăng độ lớn bước nhảy, tỷ lệ thuận với số đường chuẩn hoặc số đầu tách detector, đồng thời giảm thời gian quét mỗi lớp Nguyên tắc chụp được minh họa trong hình 1.6b.
Đầu chụp loại 3 thuộc thế hệ thứ ba được thiết kế để tối ưu hóa thời gian quét một lớp, sử dụng chùm bức xạ Rơnghen phân kỳ hình quạt để quét toàn bộ vật thể cần nghiên cứu.
Hệ thống bức xạ và đầu tách hoạt động liên kết chặt chẽ, quay quanh vật thể với góc 180° hoặc 360° Bộ bức xạ hoạt động trong chế độ xung, trong khi thông tin được thu nhận bởi nhiều đầu tách (detector) Thời gian quét một lớp thực chỉ còn dưới 5 giây, như được minh họa trong hình 1.6c.
• Thế hệ thứ tư - Đầu chụp loại 4: Nó hoạt động giống như đầu chụp loại
Hệ thống detector được bố trí theo hình vành khuyên cố định trên dàn quay, trong khi ống phát tia Rơnghen quay liên tục quanh vật thể Thời gian nghỉ giữa các lần phát xạ lớn hơn thời gian phát xạ và có thể điều chỉnh, với thời gian quét thường dao động từ 1 đến 5 giây Nguyên tắc chụp được minh họa trong Hình 1.6d.
Hình 1.6 Các lo ạ i đầ u ch ụ p c ắ t l ớ p X-quang
CHỨC NĂNG VÀ HOẠT ĐỘNG CỦA CÁC THÀNH PHẦN TRONG PHÂN HỆ
1.6.1 Sơ đồ khối mô tả các thành phần trong phân hệ CT
Hình 1.7 S ơ đồ kh ố i mô t ả các thành ph ầ n trong h ệ CT
Phân tích ho ạ t độ ng c ủ a s ơ đồ
Hệ thống phát tia Rơnghen với thành phần chính là ống phát tia Rơnghen phát ra chùm photon năng lượng cao 80keV tới 140 keV Chùm photon này được
Hệ thống chuẩn trực đầu tiên trong quá trình phát xạ Rơnghen có nhiệm vụ định hướng các hạt photon và xác định hình dạng chùm photon Rơnghen, vốn có dạng hình quạt sau khi ra khỏi ống Khi chùm photon này đi qua đối tượng, nó tương tác với các phân tử và làm giảm một phần năng lượng Tiếp theo, chùm photon được hướng tới hệ thống chuẩn trực thứ hai, giúp định hướng các photon đi thẳng tới bề mặt đầu dò, đồng thời hấp thụ các photon lệch hướng để giảm nhiễu và nâng cao chất lượng ảnh Các photon Rơnghen đi thẳng vào đầu dò, nơi năng lượng còn lại được hấp thụ hoàn toàn, và các khối đầu dò chuyển đổi năng lượng photon thành dòng điện Dòng điện này được hệ thống DAS ghi nhận, khuếch đại và chuyển đổi từ tín hiệu điện dạng tương tự sang dạng số để phục vụ cho quá trình tái tạo ảnh trên máy tính.
1.6.2 Hoạt động của các thành phần trong sơ đồ khối
Hình 1.8 C ấ u trúc h ệ th ố ng ố ng R ơ nghen
Hệ thống phát tia rơnghen công suất 53.2kW có khả năng phát ra chùm photon năng lượng cao từ 80keV đến 140keV, giúp nâng cao chất lượng ảnh chụp xoắn ốc cho chụp CT Thành phần chính của hệ thống bao gồm ống chuẩn trực và cửa sổ bằng beri, cùng với cánh cửa điều khiển bằng máy tính nằm phía trước cửa phát xạ Rơnghen, phù hợp cho ứng dụng chụp CT thông thường.
Ho ạ t độ ng c ủ a h ệ th ố ng
Hệ thống phát tia Rơnghen, như mô tả trong Hình 1.8, là nguồn phát chùm Rơnghen năng lượng cao với hai thành phần chính: katốt và anốt Katốt, được thiết kế dưới dạng sợi đốt xoắn ốc đường kính 2mm và chiều dài 1cm, hoạt động như nguồn phát xạ electron với điện áp âm Anốt, có cấu trúc dạng đĩa có thể quay quanh trục và được cấp điện áp dương, có cạnh vát góc 16 độ, cho phép chùm bức xạ Rơnghen phát ra với các góc khác nhau, tạo thành hình quạt.
Hình 1.9 Mô t ả s ự phát x ạ tia R ơ nghen
Bề mặt đĩa làm bằng vật liệu bền như là vonfram có điểm nóng chảy là
Ống rơnghen hoạt động ở nhiệt độ 3000 độ C với 74 phân tử, trong đó mép đĩa là điểm va chạm cho các electron phát xạ từ katốt Ống rơnghen được trang bị một cửa sổ phát xạ làm bằng beri, cho phép tia Rơnghen được phát ra Ngoài ra, ống còn có một cánh điều khiển độ rộng chùm tia Rơnghen, được điều chỉnh hoàn toàn bằng máy tính.
Hình 1.10 T ươ ng tác c ủ a electron v ớ i đ ích an ố t
Các tia Rơnghen được tạo ra từ các electron được tăng tốc trong chân không giữa anốt và katốt Khi sợi đốt ở katốt được nung nóng bởi dòng điện từ 15kV đến 150kV, các electron được phát xạ từ bề mặt sợi đốt Nhiệt độ cao làm cho electron đạt đủ năng lượng để vượt qua lực liên kết với vật liệu sợi đốt, dẫn đến sự dao động của chúng Những electron có động năng lớn sẽ được tăng tốc bởi điện áp giữa anốt và katốt, trong khi các electron có năng lượng yếu sẽ bị giữ lại bởi lực hút điện giữa electron và hạt nhân.
Khi các electron được tăng tốc tới anốt, chúng dừng lại trong thời gian ngắn và va chạm với các phần tử của anốt Quá trình này chủ yếu chuyển hóa năng lượng của electron thành nhiệt, làm nóng anốt Hệ quả của sự va chạm này là sự phát ra bức xạ Rơnghen năng lượng cao, phục vụ cho việc chụp CT.
Cấu trúc hình học của đia quay anốt dẫn đến việc các tia bức xạ Rơnghen phát ra theo các góc khác nhau, tạo nên hình dạng đặc trưng cho bức xạ Rơnghen như thể hiện trong Hình 1.9.
Để đồng bộ chùm Rơnghen, người ta sử dụng hai đài catốt mang điện âm, đặt ở hai bên sợi đốt, nhằm hội tụ chùm electron và hướng chúng tới anốt theo phương thẳng góc Vị trí của các đài này được thể hiện trong Hình 1.8 Liều lượng tia Rơnghen được điều khiển bằng cách thay đổi dòng điện vào sợi đốt, dẫn đến sự thay đổi nhiệt độ của sợi đốt, từ đó ảnh hưởng đến lượng electron phát xạ và số lượng tia Rơnghen phát ra.
Toàn bộ hệ thống ống chuẩn trực được đặt trong một hộp chưa dầu làm mát
Khi chiếu chùm bức xạ Rơnghen từ nguồn phát, chùm Rơnghen sẽ đi qua khối chuẩn trực đầu tiên, có nhiệm vụ định hướng các photon Rơnghen hướng thẳng tới đối tượng Hình dạng của chùm Rơnghen được xác định bởi cấu trúc cơ khí của ống chuẩn trực, như thể hiện trong Hình 1.11.
Sau khi các tia Rơnghen đi qua đối tượng, chúng được chuẩn trực lại nhờ hệ thống đầu dò, giúp hướng thẳng các tia tới bề mặt đầu dò và loại bỏ các tia chệch hướng, từ đó giảm thiểu nhiễu và hiện tượng ảnh giả Hệ thống này bao gồm nhiều ống chuẩn trực được ghép lại, góp phần tăng cường độ phân giải không gian cho ảnh, nâng cao chất lượng hình ảnh.
Hình 1.11 Mô t ả v ị trí ố ng chu ẩ n tr ự c
Hệ thống chuẩn trực bao gồm các ống chuẩn trực nhỏ có đường kính khoảng 0.5 mm, được thiết kế hình lục giác Chúng được làm từ vật liệu bền, cụ thể là vonfram với lớp bao phủ bằng chì Các ống này được sắp xếp song song với nhau để tạo thành một mảng ống chuẩn trực đồng nhất Hệ thống này có hai vị trí khác nhau để sử dụng.
Hình 1.12 Mô t ả ho ạ t độ ng c ủ a ố ng chu ẩ n tr ự c
Vị trí đầu tiên nằm ngay trên cửa sổ phát xạ tia Rơnghen, nơi các photon Rơnghen được phát ra và đi vào trong ống Các photon đi song song với trục của ống (tia số 1) sẽ bị hấp thụ hoàn toàn năng lượng tại thành ống, như thể hiện trong Hình 1.12.
Khi các tia Rơnghen tiếp cận hệ thống ống chuẩn trực thứ hai, hệ thống này có hình dạng cong theo chiều cong của đầu dò, bao gồm hai mặt: mặt thứ nhất với đường kính R1 là nơi các tia Rơnghen chiếu tới, và mặt thứ hai với đường kính R2 ghép sát với đầu dò Kích thước của hệ thống này tương ứng với khối đầu dò Các photon Rơnghen đi song song với trục ống sẽ đi thẳng tới bề mặt đầu dò, tạo ra các điểm ảnh trên ảnh CT, trong khi các photon không song song với trục ống sẽ bị hấp thụ tại thành ống.
1.12.Chính vì vậy giảm nhiễu cho ảnh, khắc phục được hiện tượng ảnh giả trong ảnh CT làm tăng chất lượng ảnh chụp Độ phân giải không gian của ống chuẩn trực được ước lượng thông qua biểu thức sau:
Độ rộng khe (d), chiều dài ống chuẩn trực (L), và khoảng cách từ nguồn tới ống chuẩn trực (D) là các yếu tố quan trọng ảnh hưởng đến độ phân giải của ống Cụ thể, ống chuẩn trực càng hẹp và dài thì độ phân giải càng cao Độ nhạy của ống chuẩn trực được xác định bằng tỷ số giữa số photon đi qua lỗ của ống và số photon phát ra từ nguồn.
Trong đó E c là độ nhạy của ống chuẩn trực P H là số photon đi qua lỗ, và
P S là số photon phát ra từ nguồn
1.6.4 Hệ thống đầu dò Rơnghen(x-ray detector)
NGUYÊN LÝ HOẠT ĐỘNG CỦA PET
QUY TRÌNH XỬ LÝ TẠO TÍN HIỆN ẢNH CỦA PET
2.1.1 Sơ đồ quy trình xử lý tín hiệu tạo ảnh
Hình 2.1 S ơ đồ quy trình x ử lý tín hi ệ u t ạ o ả nh
Việc phát positron là hiện tượng vật lí trong đó các đồng vị phóng xạ không bền phân rã
Positron di chuyển trong mô với quãng đường ngắn (1 – 2mm) trước khi va chạm với electron của vật chất, dẫn đến sự hình thành positronnium với thời gian tồn tại rất ngắn khoảng 10^(-10) giây Sau đó, positronnium phân huỷ thành hai photon 511keV, phát ra với góc khoảng 180 độ, góc này phụ thuộc vào khối lượng và động lượng của positron và electron Hình ảnh minh hoạ được trình bày trong Hình 2.2.
Hình 2.2 S ơ đồ phân rã phát x ạ photon
Hàng triệu photon ngược chiều từ bệnh nhân sẽ được phát hiện bởi hai đầu dò PET hoạt động theo chế độ trùng hợp, chỉ ghi lại những photon đến đồng thời và tạo với nhau góc 180 độ Các photon phân huỷ được theo dõi thông qua việc đếm các đường hình thành giữa hai tinh thể đã phát hiện photon 511keV, được gọi là 'đường đáp ứng' (LOR - line of response).
Mỗi detector phát ra xung khi photon tác động, và các xung này được gửi đến mạch trùng hợp Hình 2.5 minh họa sơ đồ của mạch trùng hợp, trong đó xung từ các detector được đưa vào bộ lựa chọn thời gian Tín hiệu từ bộ lựa chọn thời gian tiếp tục được truyền đến cổng phát xung, nơi phát ra xung với độ rộng τ Khối logic phát tín hiệu khi có điện áp đồng thời ở cả hai đầu vào, và tín hiệu này sẽ được chuyển đến mạch lưu giữ.
Hình 2.4 Đị nh ngh ĩ a các LOR
2.1.2.2 Hi ệ u ch ỉ nh d ữ li ệ u Để ảnh khôi phục tỉ lệ với số lượng hoặc độ tập trung của phóng xạ ở vùng tương ứng trong cơ thể, chúng ta phải tiến hành hiệu chỉnh Sơ đồ hiệu chỉnh được đưa ra trên (Hinh 2.6) sau đây:
Hình 2.6 S ơ đồ hi ệ u ch ỉ nh C.1 Hi ệ u ch ỉ nh các s ự ki ệ n ng ẫ u nhiên:
Trùng hợp ngẫu nhiên xảy ra khi hai hạt nhân phân rã gần như đồng thời, dẫn đến việc phát ra 4 photon sau khi cả hai positron phân huỷ Trong số này, hai photon từ các phân huỷ khác nhau được ghi nhận trong cùng một khoảng thời gian và được xem như phát ra từ một positron, trong khi hai photon còn lại không được ghi nhận.
Sự kiện ngẫu nhiên ảnh hưởng đến trùng hợp do hạn chế của cửa sổ thời gian điện, làm giảm khả năng dò trùng hợp chính xác Tán xạ ngẫu nhiên tạo ra nền trong xử lý khôi phục ảnh, làm giảm độ tương phản và mối tương quan giữa cường độ ảnh và độ phóng xạ thực Tỉ lệ trùng hợp ngẫu nhiên được ghi nhận từ cặp đầu dò phụ thuộc vào tỉ lệ sự kiện đơn của mỗi đầu dò và độ rộng của cửa sổ thời gian trùng hợp.
Sinogram thô ( Ngẫu nhiên + Tán xạ + Sự kiện đúng )
C.1 Hiệu chỉnh cho sự kiện ngẫu nhiên
C.2 Hiệu chỉnh cho sự kiện tán xạ
C.4 Hiệu chỉnh thời gian chết
Sinogram sẵn sàng cho khôi phục ảnh
Nếu tỷ lệ các sự kiện đơn trên kênh i và j lần lượt là r i và r j sự kiện/giây, với τ là cửa sổ thời gian trùng hợp và L i,j là đường đáp ứng (LOR) của đầu dò i và j, thì số trùng hợp ngẫu nhiên C i,j trên L i,j trong một giây được tính theo công thức sau:
C i,j = 2τ r i r j (2.1) Bên cạnh đó, thời gian cắt lớp thường được chi phối bởi đồng hồ hệ thống, vì vậy, C i,j sẽ được tính:
C i,j = nt c r i r j (2.2) Ở đây t c là thời gian một chu kỳ đồng hồ đơn, nt c tổng cửa sổ thời gian trùng hợp
Chụp cắt lớp với BGO (tinh thể Bismuth germanate Bi4Ge 3 O 12 ) có thời gian t c là 2.5ns, và n = 5 chu kỳ đồng hồ Khi đó ntc = 12.5ns tương đương với 2τ 12.5ns
Một số phương pháp hiệu chỉnh trùng hợp ngẫu nhiên:
• Phương pháp đếm tỉ lệ đơn:
Tổng số trùng hợp ngẫu nhiên R trên đường đáp ứng L thu được trong thời
Dec j gian T có thể được xác định bởi tích phân công thức (2.1) và (2) trong toàn bộ thời gian:
Nếu ri(t) và r j (t) cùng thay đổi trong toàn bộ thời gian T, thì biểu thức (2.3) có thể được biến đổi về dạng sau:
R = τs s ∫ f t dt k s s, trong đó k là hằng số và si, sj là hệ số đếm đơn (số sự kiện/giây) Hàm f(t) đại diện cho bình phương của biểu thức phân rã thích hợp, giúp xác định phân bố lại có thể đã bị mất.
Hình 2.8 S ơ đồ mô t ả ph ươ ng pháp gi ữ ch ậ m trùng h ợ p
• Phương pháp giữ chậm trùng hợp:
Phương pháp cửa sổ giữ chậm là một trong những phương pháp hiện đại và chính xác nhất để hiệu chỉnh trùng hợp ngẫu nhiên Nguyên lý của phương pháp này là thu thập các sự kiện xảy ra trong cửa sổ giữ chậm, giữ chúng ở mức độ mà khả năng trùng hợp đúng là không thể xảy ra Trùng hợp đúng được xác định bằng cách loại bỏ các sự kiện trong cửa sổ giữ chậm khỏi tổng số các sự kiện trùng hợp.
Cửa sổ thời gian trùng hợp Tổng số trùng hợp đúng, C true Tổng sốtrùng hợp đo được,c m
Cửa sổ thời gian giữ chậm trùng hợp
Tổng số sự kiện ngẫu nhiên, C R
C.2 Hi ệ u ch ỉ nh trùng h ợ p tán x ạ :
• Đặc tính của phát xạ tán xạ:
- Phát xạ tán xạ trong PET gây ra nền mờ khi khôi phục ảnh
- Trùng hợp tán xạ xảy ra khi một hoặc cả hai photon phân huỷ bị tán xạ trước khi được dò bởi đầu dò
- Trùng hợp tán xạ có thể xảy ra trong cơ thể hoặc trong đầu dò
Photon phân huỷ chủ yếu bị tán xạ Compton, trong đó photon gốc truyền một phần năng lượng cho electron, khiến electron bị bật ra Nếu năng lượng còn lại của photon phân huỷ lớn hơn năng lượng ngưỡng hoặc nằm trong cửa sổ năng lượng, thì sự trùng hợp sẽ được phát hiện.
- Tuy nhiên, đường đáp ứng (LOR) trùng hợp tạo thành sau khi tán xạ không dài hơn đường tạo ra bởi các phân huỷ gốc
- Sự kiện tán xạ trong PET có thể rất cao, đặc biệt ở chế độ 3D và trong chụp ảnh bụng (có thể từ 60% đến 70%)
Mặc dù tán xạ Compton của photon phân huỷ có bản chất vật lý phức tạp, một số tính chất của các LOR tổng hợp có thể giúp định lượng sự phân bố của chúng và hiệu chỉnh dữ liệu đo được Cụ thể, các LOR ghi bên ngoài đường biên của đối tượng chỉ có thể được giải thích qua tán xạ trong cơ thể, khi loại trừ các sự kiện ngẫu nhiên, bởi các LOR sinh ra từ sự kiện đúng cộng tuyến với điểm phân hủy.
+ Phổ năng lượng trùng hợp thấp hơn đỉnh quang chiếm phần lớn (nhưng không được chấp nhận) gây ra bởi sự kiện tán xạ
+ Trùng hợp tán xạ phần lớn rơi vào cửa sổ đỉnh quang do chỉ có một photon tán xạ
• Các phương pháp hiệu chỉnh tán xạ:
Phương pháp hiệu chỉnh trùng hợp tán xạ thường được sử dụng là phương pháp cửa sổ đa năng lượng
Phổ năng lượng chỉ ra phân bố của sự kiện tán xạ được dẫn ra trên biểu đồ sau đây:
Hình 2.9 S ơ đồ các ph ươ ng pháp hi ệ u ch ỉ nh tán x ạ
Kỹ thuật cửa sổ đa năng lượng dựa vào:
Số lượng sự kiện tán xạ Compton trong vùng phổ năng lượng thấp hơn đỉnh quang được ghi nhận nhiều hơn so với số sự kiện tán xạ gần đỉnh quang, theo phương pháp DEM.
- Tồn tại giới hạn năng lượng trên sao cho chỉ các photon không tán xạ được ghi (phương pháp ETM)
• Phương pháp cặp cửa sổ năng lượng:
Có hai xấp xỉ sử dụng cửa sổ hai năng lượng để định lượng tán xạ: Phương
Cửa sổ năng lượng pháp DEM sử dụng cửa sổ năng lượng dưới đỉnh quang và cửa sổ tiếp giáp, trong khi phương pháp ETM áp dụng cửa sổ trùng lên cửa sổ đỉnh quang và lớn hơn 511 keV.
Hình 2.10 Ph ươ ng pháp c ử a s ổ hai n ă ng l ượ ng
Trong phương pháp DEM, C 0 đại diện cho sự kiện không tán xạ trong cửa sổ năng lượng đỉnh quang, trong khi C p là tổng số sự kiện trùng hợp ghi nhận trong cửa sổ đỉnh quang Đồng thời, C l là số sự kiện trùng hợp trong cửa sổ năng lượng thấp hơn Từ đó, ta có công thức: us = s l / s p.
0 (2.5) Ở đây, Rs là tỉ số sự kiện tán xạ ( s p s l
C ) và R us là tỉ số sự kiện không tán xạ
C ); các tỉ số này được xác định bằng thực nghiệm
Trong phương pháp ETM, dữ liệu ghi lại trong cửa sổ năng lượng cao tỷ lệ thuận với sự trùng hợp chính xác ghi trong cửa sổ đỉnh quang Bằng cách lấy dữ liệu từ cửa sổ đỉnh quang và trừ đi dữ liệu trong cửa sổ năng lượng cao, chúng ta có thể định lượng được hiện tượng tán xạ.
Biến thể của cửa sổ hai năng lượng : là các phương pháp ba cửa sổ năng lượng hoặc phương pháp đa đa cửa sổ (Hình 2.11)
Hình 2.11 Các bi ế n th ể c ủ a k ỹ thu ậ t c ử a s ổ đ a n ă ng l ượ ng
PHÁT HIỆN CÁC PHOTON PHÁT RA TỪ CHẤT ĐỒNG VỊ ĐÁNH DẤU
2.2.1 Dò phát xạ Được xây dựng dựa trên cơ sở tương tác giữa phát xạ ion với vật liệu Phương pháp hiện nay là các detector đo tổng năng lượng mất hoặc được truyền cho detector khi đi qua nó Tiêu biểu là các detector phát xạ biến đổi năng lượng được truyền thành tín hiệu điện hoặc điện tích Tích phân tín hiệu này tỉ lệ với tổng năng lượng được truyền cho detector bởi phát xạ Với phát xạ ngẫu nhiên đơn năng có sự thăng giáng lớn đối với tổng điện tích được dò bởi detector Sự thay đổi lớn thể hiện năng lượng chưa được trao hoàn toàn bởi phát xạ ngẫu nhiên Ví dụ, trong PET một số photon ngẫu nhiên 511keV có thể trải qua một hoặc nhiều tán xạ Compton, truyền một phần năng lượng cho detector sau đó thoát ra ngoài Nhiều tán xạ Compton có thể dẫn đến truyền hầu hết năng lượng của photon, do đó đẩy sự kiện tới đỉnh quang (photopeak) của phổ năng lượng (hình 2.16) Phần liên tục của phổ năng lượng chỉ ra vùng tán xạ Compton Sự biến đổi nhỏ trong phổ năng lượng sinh ra do một số quá trình Trội hơn cả là các thăng giáng thống kê trong quá trình biến đổi năng lượng được trao thành tín hiệu điện hoặc điện tích Trên hình 2.16, vị trí đỉnh là năng lượng trung bình của phát xạ ngẫu nhiên (sau khi truyền hoàn toàn đo được đối với toàn bộ năng lượng truyền từ các photon đơn năng Khả năng detector phát xạ đo chính xác năng lượng truyền là cực kì quan trọng để sử dụng nó
Độ chính xác của detector được thể hiện qua độ rộng của đỉnh quang trong phổ năng lượng, được gọi là độ phân giải năng lượng Độ phân giải năng lượng là một đại lượng phi thứ nguyên, được định nghĩa là tỉ số giữa độ rộng tại nửa cực đại của đỉnh quang và vị trí trung tâm của nó.
Các detector phát xạ có thể chia làm ba loại: Khí, bán dẫn và nhấp nháy
Detector khí hoạt động dựa trên nguyên lý phát hiện sự ion hóa từ phát xạ qua buồng khí, nơi có điện trường cao để gia tốc các electron ion hóa Các electron này va chạm với nguyên tử khí trung tính, tạo ra ion hóa thứ cấp, và được dò ngẫu nhiên ở catot Một loại khí điển hình được sử dụng là Xenon, với catot thường là dây mỏng, nhưng có thể sử dụng mạng lưới dây để đo năng lượng truyền theo vị trí trong detector Tuy nhiên, loại detector này không phù hợp cho PET do khí có mật độ thấp, làm giảm hiệu quả bắt photon 511keV và độ phân giải năng lượng thấp.
Detector bán dẫn, hay còn gọi là detector rắn, hoạt động dựa trên việc phát xạ ngẫu nhiên làm cho các electron liên kết chặt trong tinh thể trở nên tự do Một điện trường được áp dụng để tạo ra dòng điện tích qua detector Mặc dù detector bán dẫn có khả năng phân giải năng lượng tốt, nhưng hiệu suất bắt photon 511 keV lại khá thấp.
Detector nhấp nháy được cấu tạo từ tinh thể nhấp nháy, có khả năng phát ánh sáng khi photon tương tác với nó Thiết bị này được sử dụng để dò và đo số photon nhấp nháy phát ra từ các tương tác, với số lượng photon nhấp nháy (cường độ sáng) tỉ lệ thuận với năng lượng truyền trong tinh thể Nhờ vào nguyên tử khối và mật độ cao, detector tinh thể nhấp nháy có hiệu quả bắt photon rất cao.
Detector nhấp nháy có độ phân giải năng lượng 511keV, tốt hơn detector khí nhưng kém hơn detector bán dẫn Sự khác biệt này xuất phát từ hiệu quả xử lý chuyển đổi năng lượng thành photon nhấp nháy Tuy nhiên, trong ứng dụng PET, hiệu quả bắt giữ cũng quan trọng như độ phân giải năng lượng, do đó detector nhấp nháy được sử dụng rộng rãi.
Hình 2.16 Ph ổ n ă ng l ượ ng photon
• Detector nhấp nháy trong PET
Quá trình nhấp nháy và các tinh thể trong PET liên quan đến các trạng thái năng lượng điện của nguyên tử, được xác định bởi phương trình Srodinger Trong lưới tinh thể, các mức năng lượng bên ngoài bị xáo trộn do tương tác giữa các nguyên tử hoặc ion, dẫn đến việc hình thành các dải năng lượng cho phép Những dải này được phân cách bởi các dải cấm, trong đó electron không thể lấp đầy Dải lấp đầy cuối cùng được gọi là dải hoá trị, trong khi dải chưa được lấp đầy đầu tiên được gọi là dải dẫn Khe năng lượng Eg giữa hai dải này có độ lớn khoảng vài eV.
Các electron trong dải hoá trị có khả năng hấp thụ năng lượng thông qua tương tác với electron quang điện hoặc electron tán xạ Compton Khi hấp thụ năng lượng, chúng được kích thích lên dải dẫn Sau đó, các electron này trở về trạng thái ban đầu bằng cách giải phóng photon.
Số photon nhấp nháy thường có giá trị E g nằm trong khoảng cực tím Bằng cách thêm tạp chất như Thallin vào tinh thể NaI tinh khiết, cấu trúc dải có thể được điều chỉnh, tạo ra các mức năng lượng mới trong vùng bị cấm trước đây.
Quá trình nhấp nháy là hiện tượng phát ra ánh sáng nhìn thấy được, được phát hiện bằng detector quang tại nhiệt độ phòng, thường được xem là phát quang Photon nhấp nháy do phát quang tạo ra được phát ra đồng đều từ điểm tương tác Đối với NaI(Tl), bước sóng cực đại của phát nhấp nháy là 450 nm, với độ bức xạ photon phân bố theo dạng hàm mũ và thời gian phân rã là 230 nm Đôi khi, electron bị kích thích có thể trở về trạng thái cơ bản mà không phát xạ, dẫn đến hiện tượng không có photon nhấp nháy và được gọi là sự tắt.
Có bốn thuộc tính chính của tinh thể nhấp nháy ảnh hưởng đến ứng dụng trong PET: khả năng bắt photon 511keV, thời gian phân rã, hiệu suất quang và độ phân giải năng lượng nội tại Khả năng bắt của tinh thể được xác định bởi khoảng cách trung bình mà photon di chuyển trước khi truyền năng lượng cho tinh thể Để tối ưu hóa số photon tương tác và năng lượng trao cho detector, máy quét PET có độ nhạy cao cần sử dụng tinh thể nhấp nháy có độ dài suy giảm ngắn Độ dài suy giảm của tinh thể nhấp nháy phụ thuộc vào mật độ và nguyên tử khối của nó.
Z Hằng số phân rã ảnh hưởng tới đặc tính thời gian của máy quét Thời gian phân rã ngắn tốt cho xử lí riêng biệt các xung với đếm tốc độ cao, cũng như làm giảm sự kiện trùng hợp ngẫu nhiên xảy ra trong không gian quét Hiệu suất ánh sáng cao ảnh hưởng tới thiết kế detector theo hai cách: nó giúp đạt độ phân giải không gian tốt với tỉ lệ ghi cao (tỉ số của số các thành phần phân giải hoặc tinh thể với số detector ánh sáng) và duy trì được độ phân giải năng lượng tốt Độ phân giải năng lượng tốt cần để loại trừ ảnh hưởng của các sự kiện tán xạ Compton trước khi đi vào detector Độ phân giải năng lượng (∆E/E) đạt được bằng detector PET không chỉ phụ thuộc vào hiệu suất quang nhấp nháy mà còn phụ thuộc độ phân giải nội tại của tinh thể nhấp nháy Độ phân giải năng lượng nội tại của detector nảy sinh do sự không đồng nhất trong quá trình hình thành tinh thể cũng như do sự không đồng hiệu suất quang đối với các tương tác trong nó Bảng tính đưa ra vài thuộc tính của tinh thể nhấp nháy được ứng dụng trong PET, chẳng hạn các giá trị phân giải năng lượng được đưa ra cho các tinh thể đơn Trong toàn bộ hệ thống PET, sự khác nhau giữa các tinh thể và các yếu tố khác như hiệu suất quang do hình dạng khối góp phần làm giảm đáng kể độ phân giải Detector NaI(Tl) trong máy chụp PET đạt độ phân giải năng lượng 10% đối với photon 511keV, trong khi BGO đạt lớn hơn 20% NaI(Tl) cung cấp hiệu suất quang cao dẫn tới độ phân giải năng lượng và không gian tốt với tỉ lệ ghi cao Thời gian phân rã chậm dẫn tới tăng thời gian chết của detector và trùng hợp ngẫu nhiên cao
B ả ng 2.1 Thu ộ c tính c ủ a m ộ t s ố tinh th ể nh ấ p nháy s ử d ụ ng trong PET
Thuộc tính NaI(TI) BGO LSO YSO GSO
Hiệu suất Z 50.6 74.2 65.5 34.2 58.6 Độ suy giảm dài 2.88 1.05 1.16 2.58 1.43
Thời gian phân rã (ns) 230 300 40 70 60 Ánh sáng đầu ra (photons/keV) 38 6 29 46 10
Tương quan ánh sáng ra (%) 100 15 75 118% 25
Hằng số phân rã nhỏ nhất, Tương quan ánh sáng ra(%) lớn nhất là tốt
• Detector quang và việc thiết kế detector sử dụng trong PET:
Các detector quang trong PET thường sử dụng ống nhân quang (PMT) và photodiot bán dẫn PMT là công nghệ lâu đời và đáng tin cậy để đo ánh sáng nhấp nháy với hiệu suất cao, nhờ vào cấu trúc chân không và photocatot Khi photon nhấp nháy tác động lên photocatot, nó giải phóng electron, tạo ra một chuỗi khuếch đại qua các dynode, dẫn đến tăng cường tín hiệu lên hàng triệu lần Mặc dù PMT có tỉ lệ tín hiệu trên tạp (SNR) tốt cho ánh sáng yếu, nhưng hiệu suất thoát electron từ catot chỉ khoảng 25% Để cải thiện hiệu suất, các nghiên cứu đã tập trung vào tối ưu hóa cấu trúc dynode, giảm thời gian di chuyển của electron và phát triển lưới dynode để tăng độ nhạy vị trí Gần đây, công nghệ đa kênh đã xuất hiện, với mảng dynode thủy tinh mao dẫn giúp cải thiện độ phân giải năng lượng và giảm không gian giữa các kênh.
Các photodiot có độ nhạy cao trong việc phát hiện photon nhấp nháy năng lượng thấp, thuộc loại diot PIN Khi photon nhấp nháy ngẫu nhiên tạo ra cặp điện tử - lỗ trống, điện trường sẽ tạo ra dòng điện tích có thể đo được Tuy nhiên, photodiot gặp hạn chế lớn về tỷ số tín hiệu trên nhiễu (SNR) do sự xuất hiện của dòng điện tích nhiệt và hệ số khuếch đại tín hiệu nội thấp Gần đây, photodiot APD đã được phát triển với khả năng khuếch đại nội, cải thiện SNR với hệ số khuếch đại khoảng vài trăm, mặc dù vẫn thấp hơn so với PMT Đặc biệt, hệ số khuếch đại của APD nhạy cảm với thay đổi nhiệt độ và điện áp thiên áp.
Có ba phương pháp sắp xếp tinh thể nhấp nháy để tạo ra detector ánh sáng cho các thiết bị PET Phương pháp đầu tiên, kết nối 1-1, gắn mỗi tinh thể nhấp nháy với một detector quang riêng biệt, cho phép tạo thành các mảng detector lớn phục vụ cho chụp ảnh PET Độ phân giải không gian của detector phụ thuộc vào kích thước của tinh thể; để đạt độ phân giải tốt hơn 4mm, cần sử dụng các detector quang có kích thước rất nhỏ, nhưng hiện tại PMT cho kích thước này vẫn chưa được sản xuất Một giải pháp thay thế là sử dụng photodiode hoặc APD, tuy nhiên, ADP có độ nhạy với biến đổi nhiệt độ và điện áp Một lựa chọn khác là kết nối các kênh riêng của PS-PMT hoặc MC-PMT từ các tinh thể nhỏ, nhưng do kích thước lớn của PMT, việc sắp xếp tinh thể trong thiết kế trở nên phức tạp Mặc dù thiết kế kết nối 1-1 mang lại độ phân giải không gian tốt và thời gian chết ngắn, nhưng sự phức tạp và chi phí cao khiến nó ít được sử dụng trong chụp cắt lớp.
THU DỮ LIỆU VÀ ĐẶC TÍNH KỸ THUẬT CỦA PET
2.3.1 Các sự kiện được dò trong chụp cắt lớp Positron
Việc dò các sự kiện trong PET dựa trên sự chuẩn trực điện tử Sự kiện được coi là có giá trị nếu:
- Hai photon được phát hiện trong cửa sổ thời gian điện đã được định trước gọi là cửa sổ trùng hợp
- LOR tạo thành giữa chúng nằm trong góc cho phép của máy chụp cắt lớp
- Năng lượng truyền cho tinh thể bởi cả 2 photon nằm trong cửa sổ năng lượng được chọn
Các sự kiện trùng hợp thường được xem là các sự kiện gợi ý trong PET Tuy nhiên, một số sự kiện này, mặc dù đáp ứng tiêu chuẩn, lại có thể là các sự kiện không mong muốn do hiện tượng tán xạ của một hoặc cả hai photon, hoặc do sự trùng hợp ngẫu nhiên từ hai photon phát sinh từ các phân huỷ positron không liên quan.
Sự kiện đơn trong chụp PET đề cập đến việc một photon đơn được phát hiện bởi thiết bị detector Thông thường, thiết bị này chỉ chuyển đổi từ 1% đến 10% các sự kiện đơn thành các sự kiện trùng hợp được ghép cặp.
- Trùng hợp đúng là sự kiện sinh ra từ phân huỷ các cặp positron-electron
Cả 2 photon phân huỷ đi tới các detector ở các mặt đối diện của máy chụp cắt lớp mà không tương tác với các nguyên tử xung quanh và được ghi trong cửa sổ thời gian trùng hợp
Trường hợp ngẫu nhiên xảy ra khi hai hạt nhân phân rã gần như đồng thời, dẫn đến việc phát ra 4 photon sau khi cả hai positron phân huỷ Trong số này, hai photon từ các phân huỷ khác nhau được ghi nhận trong khoảng thời gian nhất định và được coi là từ một positron, trong khi hai photon còn lại bị mất Các sự kiện này được xem như các kiện gợi ý, nhưng về mặt không gian, chúng không liên quan đến phân bố của chất phóng xạ trong cơ thể Sự kiện này rõ ràng phụ thuộc vào số lượng phân huỷ trong 1 giây và tỷ lệ sự kiện ngẫu nhiên (R ab) giữa hai detector a và b.
• N: Tỉ lệ sự kiện đơn xảy ra tại detector a và b
• 2τ là độ rộng cửa sổ trùng hợp Thường N a ≈N b vì thế độ đếm sự kiện ngẫu nhiên tăng tỉ lệ với N 2
Các sự kiện bội (hoặc tam hợp) tương tự như các sự kiện ngẫu nhiên, nhưng chúng liên quan đến việc dò tìm ba sự kiện từ hai phân huỷ trong cùng một khoảng thời gian Do khó khăn trong việc xác định cặp sự kiện xuất phát từ cùng một phân huỷ, sự kiện này thường bị bỏ qua Tương tự như trường hợp trước, tỷ lệ dò tìm sự kiện bội phụ thuộc vào tỷ lệ đếm.
Các sự kiện tán xạ phát sinh khi một hoặc cả hai photon từ sự phân huỷ positron đơn bị tán xạ Compton, làm mất năng lượng và thay đổi hướng của chúng Do độ phân giải năng lượng kém của hầu hết các detector PET, nhiều photon tán xạ không thể phân biệt, dẫn đến việc LOR của sự kiện không liên quan đến sự phân huỷ ban đầu Hậu quả là dữ liệu chiếu bị thay đổi, làm giảm tương phản và độ chính xác của ảnh cuối Tán xạ chủ yếu xảy ra bên trong đối tượng chứa chất phóng xạ, nhưng cũng có thể phát sinh từ các nguồn ngoài FOV của detector, như gantry máy chụp cắt lớp, tấm che, sàn, tường và cả trong detector Tỉ lệ các sự kiện tán xạ không phụ thuộc vào tỉ lệ đếm mà là không đổi với từng đối tượng và phân bố phóng xạ cụ thể.
Sự kiện gợi ý được tính bằng tổng sự kiện đúng, sự kiện ngẫu nhiên và tán xạ, tất cả đều đáp ứng tiêu chuẩn xung năng lượng cao trong quá trình xử lý Độ nhạy của máy chụp cắt lớp phụ thuộc vào nhiều yếu tố như bán kính vòng detector, độ dài dọc của thể tích thu phóng xạ, tổng độ dài dọc của máy, khả năng bắt của các phần tử detector nhấp nháy, vỏ detector và các thông số hoạt động như cửa sổ năng lượng Độ nhạy tổng hợp thường được xác định bởi sự kết hợp của các sự kiện đúng (T), tán xạ (S) và ngẫu nhiên (R).
Z là độ dài dọc của các khối thu, D là bán kính của vòng, và L là độ dài của vách ngăn Trong máy chụp cắt lớp nhiều vòng ở chế độ 2D, mỗi lớp cần được xem xét riêng, và độ nhạy tổng hợp được tính bằng tổng của các lớp riêng biệt.
2.3.2 Sự hình thành ảnh trong PET
Hệ thống tọa độ mô tả hệ thống PET bao gồm hình dạng và các góc quan trọng Góc giữa mặt phẳng ngang (x,y) và trục z được gọi là góc cực θ, trong khi mặt phẳng x-y quay quanh đối tượng tạo thành góc phương vị φ.
Trong PET hai chiều (2D), dữ liệu được thu thập với góc θ gần bằng 0, trong khi đó, trong PET ba chiều (3D), góc cực có thể được điều chỉnh để đạt được sự cân bằng tối ưu giữa độ nhạy và hiện tượng tán xạ.
Các phần tử detector riêng tạo thành các cặp trùng hợp với các detector đối diện, được sắp xếp trong không gian sinogram Các sinogram này bao gồm các hình chiếu gần song song, cho phép việc lấy mẫu tăng thông qua nội suy, từ đó tạo ra các hình chiếu gần song song giữa các detector, hình thành nên các LOR song song thực sự.
Như vậy, thay vì hình chiếu tạo ra giữa các detector:
Có thể nhận được các hình chiếu gần song song thông qua việc lấy “mẫu đôi” được thực hiện bằng cách:
Tổ hợp các detector, được cấu thành từ các phần nghiêng, bao gồm một detector nằm giữa các detector khác, tạo thành một cấu trúc song song với hình chiếu liền kề giữa các detector đối diện trực tiếp.
FOV ngang của máy chụp cắt lớp PET được xác định bởi góc thu nhận trong mặt phẳng, được thiết lập qua các cơ chế điện tử Khi số detector hạn chế ở mặt đối diện của vòng trùng hợp với góc chấp nhận lớn hơn, số detector tạo thành "quạt" cũng tăng lên Độ rộng của quạt theo đường kính máy chụp cắt lớp quyết định độ rộng của FOV.
Hình 2.20 S ơ đồ t ừ hình chi ế u thành sinogram
Vòng tròn detector thường gặp phải tình trạng méo hình ảnh do hình dạng của nó, vì vậy việc hiệu chỉnh trước hoặc trong quá trình khôi phục là rất cần thiết Hai ảnh hưởng chính từ vấn đề này cần được xem xét kỹ lưỡng.
Khoảng cách giữa các detector đối diện giảm dần khi tiến gần đến các cạnh của không gian lấy mẫu, dẫn đến việc mở rộng góc chấp nhận và làm tăng độ nhạy của các LOR Tuy nhiên, sự gia tăng góc xiên cũng gây ra sự giảm diện tích vùng bề mặt thu nhận của detector, điều này sẽ phần nào bù đắp lại hiệu ứng tăng độ nhạy.
