Y Học Hạt Nhân 2005 chơng 2: ghi đo phóng xạ y học hạt nhân Mục tiêu: Hiểu đợc nguyên lý cấu tạo hoạt động số loại đầu dò phóng xạ Vẽ hiểu sơ ®å cÊu t¹o mét hƯ ghi ®o phãng x¹ y học hạt nhân, phận công dụng chúng Phân biệt đợc loại máy ghi hình phóng xạ nguyên lý hoạt động chúng: vạch thẳng, Gamma Camera, SPECT PET Nguyên lý thiết bị ghi đo xạ ion hóa Cơ sở việc ghi đo xạ ion hoá phản ứng hoá học hiệu ứng vật lí tơng tác xạ vËt chÊt hÊp thơ VỊ ph−¬ng diƯn vËt lÝ, khảo sát hệ ghi đo, ngời ta lu ý yếu tố sau đây: - Dạng vật chất hấp thụ (đặc, lỏng, khí) - Bản chất hiệu øng vËt lÝ: kÝch thÝch hay ion ho¸ - C¸ch thể kết ghi đo, xung điện biên độ xung cố định hay tỉ lệ với lợng hấp thụ đợc Dới tác dụng tia phóng xạ, nguyên tử phân tử vật chất bị kích thích ion hoá, từ gây hiệu ứng khác Mức độ hiệu ứng xảy tuỳ thuộc vào chất lợng chùm tia Vì dựa vào hiệu ứng để ghi đo xạ ion hoá 1.1 Ghi đo phóng xạ dựa vào biến đổi hoá học tạo quang ảnh phim Đặc tính số hoá chất bị biến đổi chịu tác dụng xạ ion hoá Hiện tợng ngày đợc áp dụng nhạy ngoại trừ việc áp dụng rộng rPi phim ảnh để ghi đo phóng xạ Tia phóng xạ gây biến đổi tinh thể muối Halogen bạc nhũ tơng Cấu tạo phim nhũ tơng ảnh bao gồm tinh thể muối Halogen bạc phân bố nhũ tơng Độ nhạy phim phụ thuộc vào mật độ kích thớc tinh thể muối bề dày nhũ tơng Khi tia phóng xạ tơng tác vào nhũ tơng, điện tử bị bứt khỏi nguyên tử cấu tạo Các điện tử có xu hớng tập trung điểm mạng tinh thể muối bạc Sau ion Ag+ bị lôi điểm nhận điện tử để trở thành nguyên tử bạc Ag Số lợng nguyên tử Ag điểm phụ thuộc vào số điện tử có mặt tức phụ thuộc vào cờng độ chùm tia Sau tráng rửa, quan sát đợc trình ®ã b»ng c¸c dơng ®o mËt ®é quang häc Ngày ngời ta dùng loại phim nhũ tơng công việc đo liều hấp thụ cá nhân b»ng test phim, kÜ tht phãng x¹ tù chơp (autoradiography), ghi hình phóng xạ v.v 1.2 Ghi đo dựa vào tợng nhiệt huỳnh quang đặc tính cđa chÊt b¸n dÉn Mét sè chÊt nh− Liti Florid (LiF), Canci Sunfat (CaSO4), Canci Florid (CaF2) hoạt hoá Mn, Liti Borat có cấu trúc đặc biệt mạng tinh thể Chúng trở thành trung tâm phát huỳnh quang dới tác dụng xạ ion hoá ®−ỵc kÝch thÝch b»ng nhiƯt C−êng ®é chïm photon hnh quang tỷ lệ với liều xạ đợc hấp thụ Đó nguyên lý kỹ thuật ghi đo nhiệt huỳnh quang (TLD) Y Học Hạt Nhân 2005 Tính chất đặc biệt số chất bán dẫn tạo miền điện kép bề mặt tiếp xúc bán dẫn p n, nghĩa có cực dơng cực âm Do môi trờng có tia phóng xạ qua gây dòng ion chuyển dịch nh buồng ion hoá Do ghi đo đợc chùm tia phóng xạ Đầu đếm bán dẫn có độ phân giải cao, tiêu thụ lợng tạo đầu dò nhỏ để đa vào bên thể 1.3 Ghi đo dựa vào ion hoá chất khí Đây kĩ thuật ghi đo quan trọng Có loại thiết bị sau đây: - Buồng ion hoá dùng để đo liều cá nhân, chuẩn liều (Calibrator) báo hiệu phóng xạ (Laboratory Monitor) - èng ®Õm tØ lƯ - èng ®Õm Geiger - Muller (G.M) Sau vài dung cụ ghi đo phóng xạ thờng dùng: 1.3.1 Buồng ion hoá: Các buồng ion hoá có cấu tạo nh hình 2.1b Điện đợc cung cấp pin, acquy điện lới Trong bình chứa không khí khô áp suất bình thờng Buồng ion hoá thờng đợc dùng để đo liều lợng tĩnh điện kế có bảng thể kết R/h mR/s Mỗi loại buồng ion hoá đo đợc phạm vi liều lợng khác đợc chế tạo với nhiều dạng khác nhau: loại lớn đặt phòng thí nghiệm, loại xách tay dP ngoại, loại bút cài để đo liều cá nhân v.v Một dụng cụ đo quan trọng thuộc loại buồng chuẩn liều (Dose Calibrator) Đó buồng ion hoá có điện kế xác phận chứa đựng ống nghiệm cần xác định liều lợng phóng xạ 1.3.2 ống ®Õm tØ lƯ: CÊu t¹o cđa èng ®Õm tØ lƯ nh hình 2.2 Có nhiều loại ống đếm tỉ lệ thờng đợc dùng để đo tia alpha beta Độ lớn xung tỉ lệ với lợng mật độ xạ tới Loại đơn giản nhÊt gåm mét vá b»ng thủ tinh, ë gi÷a cã sợi dây vonfram làm cực dơng, lớp kim loại tráng mặt ống làm cực âm Sau rút hết không khí bên ống, ngời ta nạp khí metan (CH4) với áp suất khoảng 10 mmHg ống đếm tỉ lệ để đo nơtron chậm thờng nạp khí BF3 Khi nơtron va chạm với nguyên tử Bor gây phản ứng sau: 10 B + n 7Li + Hạt alpha gây ion hoá để ghi đo đợc 1.3.3 ống đếm G.M: Hình 2.1a: ống đếm G.M M: cực âm; E: cực dơng S:thành thuỷ tinh AB: cửa sổ mỏng Hình 2.1b: Buồng ion hoá Y Học Hạt Nhân 2005 ống đếm G.M dụng cụ ghi đo phóng xạ đợc sử dụng rộng rPi Có nhiều loại ống đếm G.M với công dụng tính chất khác nhng nguyên tắc làm việc giống Có hai loại thông dụng ống đếm khí hữu ống đếm khí Halogen a) ống đếm khí hữu cơ: Vỏ ống đếm hữu thờng thuỷ tinh, hình chuông, đờng kính khoảng 20 mm Chính có cực dơng làm sợi Vonfram mảnh với đờng kính khoảng 0,1mm Cực âm đồng cuộn lòng ống thủy tinh nối với sợi Vonfram Đáy ống làm mica mỏng thờng đợc gọi cửa sổ x¹ beta u cã thĨ lät qua Sau hót hết không khí bên trong, ngời ta nạp khí hữu (hơi rợu Etylic, Benzen, Isopentan v.v ) với áp suất khoảng mmHg khí trơ (thờng Argon) áp suất khoảng mmHg Các khí Halogen nh Brom, Clo v.v đợc bơm vào ống thay cho khí hữu loại Loại ống đếm Halogen để đo tia beta gamma b) ống đếm Halogen: Cực dơng ống đếm G.M loại Halogen sợi dây Vonfram Cực âm ống thép không gỉ cuộn bên dùng kĩ thuật phun muối SnCl2 vào mặt ống Các khí hữu Halogen có tác dụng hấp thụ bớt lợng đợc sản sinh trình ion hoá để dập tắt nó, tạo xung điện ngắn Một yếu tố quan trọng ống đếm G.M thời gian chết Thời gian lần ống đếm ghi nhận đợc gọi thời gian chết ống đếm Nó có ý nghĩa lúc có tia khác lọt vào ống đếm không ghi nhận đợc Độ dài khoảng 100 ữ 300 às ống đếm G.M Hình2.2: ống đếm tỷ lệ Một đặc trng ống đếm G.M hiệu suất đếm Đó xác suất để xạ lọt ống đợc ghi nhận Hiệu suất tia beta 100% nh−ng víi tia gamma chØ kho¶ng 1% Së dÜ ion hoá trực tiếp phân tử khÝ cđa tia gamma rÊt nhá 1.4 Ghi ®o phãng xạ dựa vào đặc tính phát quang tinh thể dung dịch Khi hấp thụ lợng từ chùm tia phóng xạ, số tinh thể có khả phát quang Mật độ lợng xạ phát phụ thuộc vào lợng hấp thụ đợc Do đo đợc lợng chùm tia đP truyền cho tinh thể cách đo lợng chùm tia thứ phát từ tinh thể Hiện tinh thể có đặc tính phát quang thờng dùng là: - Tinh thĨ mi ZnS ph¸t quang d−íi t¸c dơng cđa tia X, tia gamma - Tinh thĨ Antraxen ph¸t quang hấp thụ lợng từ chùm tia beta - Dung dịch hỗn hợp PPO (2,5 diphenil oxazol) POPOP (2,5 phenyloxazol- benzen) hoà tan dung môi toluen hay dioxan, phát quang hấp thụ lợng yếu tia beta phát từ 3H 14C Dung dịch thành phần kĩ thuật ghi đo đặc biệt gọi kĩ thuật nhấp nháy lỏng, thờng dùng nghiên cứu y sinh học - Tinh thĨ Iodua Natri (NaI) ®ã cã trén lÉn lợng nhỏ Tali (Tl) tinh thể KI(Tl), CsI(Tl), LiI v.v có khả phát photon thứ cấp (phát quang) có Y Học Hạt Nhân 2005 xạ gamma tác dụng vào đợc dùng thiết bị dựa vào đặc tính phát quang đặc biệt ống đếm nhấp nháy Quan trọng loại tinh thể muối NaI đợc hoạt hoá b»ng Tl, ph¸t quang d−íi t¸c dơng cđa tia gamma Các tinh thể thờng đợc dùng để tạo đầu dò Số lợng photon phát quang (thứ cấp) tỉ lệ với lợng tinh thể nhấp nháy hấp thụ đợc từ tia tới Trung bình 30 ữ 50 eV lợng hấp thụ đợc tạo photon phát quang thứ cấp Nh vậy, tia gamma có lợng khoảng 0,5 MeV đợc hấp thụ tạo khoảng 104 photon thứ cấp tinh thể Vì lợng chùm tia phát quang yếu nên phải đợc khuyếch đại ống nhân quang Nếu photon huỳnh quang đợc tiếp xúc với photocatod tạo chùm điện tử (Hình 2.3) Bộ phận đầu đếm nhấp nháy ống nhân quang ống nhân quang đợc cấu tạo nhiều điện cực có điện tăng dần để khuếch đại bớc vận tốc chùm điện tử phát từ photocatot Một ống nhân quang có 10 ữ 14 đôi điện cực, khuếch đại vận tốc điện tử lên 106 đến 109 lần Tuy xung điện yếu cần phải khuếch đại ghi đo đợc Hình 2.3: ống nhân quang điện tử ( MPT ) Đầu dò nhấp nháy ghi đo đợc cờng độ xạ mà cho phép ghi đo đợc phổ lợng chất phóng xạ Muốn đo phổ lợng cần có thêm máy phân tích biên độ Đầu dò nhấp nháy dùng tinh thể vô NaI (Tl) ngày đợc dùng phổ biến đạt đợc hiệu suất đo 20% ữ 30% tia gamma 100% với hạt vi mô Thời gian chết chúng ngắn (khoảng vài às) Kĩ thuật ghi đo tinh thể phát quang có hiệu suất lớn, nên ngày đợc sử dụng rộng rPi Với kĩ thuật đại, ngời ta tạo đợc tinh thể nhấp nháy có kích thớc lớn hình dạng thích hợp Từ tạo máy móc ghi đo đại sử dụng cho mục đích khoa häc kh¸c Trong y sinh häc cã c¸c máy đo xạ phát từ thể, từ toàn thân, từ phủ tạng sâu kể ghi hình từ mẫu bệnh phẩm.Trong y học có loại máy ghi đo nh sau: - Máy ghi đo tia beta, gamma mẫu bệnh phẩm xét nghiệm in vitro Có thể đo riêng lẻ, chuyển mẫu tay chuyển mẫu tự động, hàng loạt - Hệ ghi đo tĩnh hay động học hoạt độ phóng xạ phép đo in vivo để thăm dò chức - Hệ ghi đo chuyên dụng tia gamma lâm sàng nghiên cứu - Máy xạ hình vạch thẳng (Scintigraphe) - Gamma Camera để ghi đo phân bố tĩnh biến đổi động hoạt độ phóng xạ mô tạng cụ thể - Gamma Camera toàn thân, chuyên biệt - Máy chụp cắt lớp đơn quang tử (Single Photon Emision Computered Tomography: SPECT) chụp cắt lớp Positron (Positron Emission Tomography: PET) Y Học Hạt Nhân 2005 Các loại máy kỹ thuật ghi hình Ghi hình cách thể kết ghi đo phóng xạ Các xung điện thu nhận từ xạ đợc phận điện tử, quang học, học biến thành tín hiệu đặc biệt Từ tín hiệu ta thu đợc đồ phân bố mật độ xạ tức phân bố DCPX theo không gian mô, quan khảo sát hay toàn thể Việc thể hình ảnh (ghi hình) xạ phát từ mô, phủ tạng tổn thơng thể bệnh nhân ngày tốt nhờ vào tiến học điện tử, tin học Ghi hình phóng xạ áp dụng kỹ thuật đánh dấu, cần phải có DCPX thích hợp để đánh dấu mô tạng trớc ghi hình Có loại máy ghi hình sau đây: 2.1 Ghi hình nhấp nháy máy vạch thẳng (Scintilation Rectilinear Scanner) Hình 2.4: Máy xạ hình vạch thẳng (Rectilinear Scanner) víi Collimator héi tơ vµ bé bót ghi theo tín hiệu xung điện tỷ lệ với hoạt độ phóng xạ quan cần ghi, kích thớc hình theo tỷ lệ 1:1 Năm 1951, lần B Cassen đP chế tạo máy ghi hình học (Rectilinear Scintigraphe) Trong YHHN thờng dùng loại máy quét thẳng theo chiều từ xuống, trái sang phải ngợc lại Ngời ta đP dùng cách thể giấy, phim phân bố phóng xạ mật độ nét gạch, số, màu sắc độ sáng tối khác Loại có khả phân giải tốt việc ghi hình quan nhỏ nhng bị hạn chế dùng cho quan lớn Tuyến giáp đP đợc ghi hình máy Nowell đP thiết kế loại máy có đầu dò với tinh thể nhấp nháy làm NaI(Tl) có kích thớc lớn từ 3,5 ữ inches chiều dày inch (hình 2.4) Độ phân giải tiêu điểm tốt Những điểm dới tiêu điểm có khả phân giải hơn, hình bị mờ Hình ảnh thu đợc so với quan cÇn ghi cã thĨ theo tû lƯ 1:1 hay nhá theo vị trí đầu dò Scanner vạch thẳng bị hạn chế thời gian ghi hình phải kéo dài Đây loại máy ghi hình đơn giản YHHN 2.2 Ghi hình nhấp nháy Gamma Camera (Scintillation Gamma Camera) Ghi hình theo phơng pháp quét thẳng phân bố hoạt độ phóng xạ đợc ghi lại theo thứ tự phần Ngợc lại, ghi hình phơng pháp Gamma Camera mật Y Học Hạt Nhân 2005 độ phân bố thông số khác đợc ghi lại lúc Nó đợc gọi Planar Gamma Camera Lúc độ nhạy điểm nh toàn trờng nhìn đầu dò thời điểm Vì vậy, ghi lại đợc trình động nh phân bố tĩnh DCPX đối tợng cần ghi hình Có nhiều loại Camera khác với u nhợc điểm khác ngày đợc hoàn thiện 2.2.1 Camera nhÊp nh¸y Anger (Anger Scintillation Camera): Camera nhÊp nh¸y Anger camera cổ điển, Loại đợc áp dụng rộng rPi nớc phát triển Mặc dù phận quan trọng máy đP đợc cải tiến nhiều năm gần đây, nhng tên gọi đợc giữ lại để kỷ niệm ngời sáng chế vào năm 1957 H.O Anger Camera nhấp nháy nh mô tả hình 2.5 bao gồm thành phần nh bao định hớng, đầu dò phóng xạ, dòng điện vào phận khuyếch đại phận biểu diễn hình ghi đợc Đầu đếm phóng xạ Camera nhấp nháy cổ điển ban đầu bao gồm đơn tinh thĨ NaI(Tl) cã ®−êng kÝnh 25 cm nèi víi 19 ống nhân quang điện Các photon từ mô tạng đánh dấu phát lọt vào ống định hớng đến tác dụng vào tinh thể nhấp nháy NaI(Tl) gây tợng phát quang Các photon thứ cấp đập vào ống nhân quang Cờng độ chùm photon giảm dần tợng hấp thụ, phụ thuộc vào cự li điểm phát sáng đến ống nhân quang Thông tin sở để xác định vị trí phát tín hiệu (mạch định vị) Tín hiệu từ ống nhân quang lại đợc chuyển vào hệ xử lý (logic system) đầu dò Tại tín hiệu đợc phân thành giá trị x y trục toạ độ điểm Dòng điện tổng đầu gọi xung điện z, đợc sử dụng để phân biệt mức lợng phận phân tích biên độ Nếu tổng tín hiệu x y đủ lớn, vợt qua ngỡng định kích thích hình tạo chấm sáng dao động ký điện tử (oscyloscope) Thông thờng chấm sáng kéo dài khoảng 0,5 giây Dĩ nhiên tập hợp nhiều điểm sáng (khoảng 500.000 điểm) tạo hình ảnh đối tợng quan sát Ngời ta chụp hình ảnh phim Polaroid cực nhạy Hình ảnh cho ta thấy phân bố tĩnh nh trình động thuốc phóng xạ di chuyển thể Có một mâu thuẫn tăng tốc độ đếm lên thời gian chết máy bị kéo dài nên hiệu suất đếm giảm Độ phân giải không gian kém, không phù hợp với ghi hình tĩnh có độ phân giải cao Để khắc phục điều cần có Collimator với độ phân giải cao giá đỡ di động điều khiển máy vi tính tự động Trong ghi hình Gamma Camera nhấp nháy, tia phóng xạ xuyên qua tất cấu trúc phía trớc Camera để tạo thành hình ảnh Hình ảnh phản ánh toàn hoạt độ phóng xạ mô tạng quan sát mà không cho phép xác định theo lát cắt Đó yếu điểm loại Camera đP dùng với Collimator có tiêu cự Y Học Hạt Nhân 2005 Hình 2.5: Sơ đồ khối Camera nhấp nháy Anger cho thấy phần hệ thống ghi hình Nhờ tiến nhiều ngành khoa học kỹ thuật khác sau có nhiều cải tiến để có nhiều loại Camera khác nh : a) Camera có trờng nhìn lớn: Đờng kính tinh thể nhấp nháy 28 ữ 41cm, có chiều dày 0,64 ữ 1,25 cm Tiếp sau tinh thể từ 37 ữ 91 ống nhân quang Do trờng nhìn đợc mở rộng nên ghi hình đợc tạng lớn nh phổi, tim, lách đồng thời, chí dùng để quan sát biến đổi hoạt độ phóng xạ toàn thân Nhng trờng nhìn rộng kéo theo suy giảm độ phân giải Để cải thiện nhợc điểm thờng sử dụng ống định hớng nhiều lỗ chụm (hội tụ) để khắc phục b) Camera di động Để tăng cờng kỹ thuật chẩn đoán bệnh tim, phổi ngời ta đP tạo Camera có trờng nhìn nhỏ khoảng 25 cm, dùng lợng xạ thấp khoảng 70 ữ 140 keV (thờng dùng 201Tl 99mTc) dễ di chuyển tới nơi bệnh viện Vì lợng thấp nh nên bao định hớng đầu đếm Camera đợc làm với chì mỏng hơn, giảm trọng lợng Camera Trọng lợng loại khoảng 550 kg so víi 1300 kg cđa Camera cỉ ®iĨn Kích thớc máy giảm nhiều, khoảng 160 x 83 cm c) Camera digital cã hÖ vi xư lÝ (microprocessor computer system) HƯ thèng xư lý phân tích tín hiệu dựa vào kỹ thuật số (digital) để xác định vị trí xuất phát tín hiệu thu đợc Kỹ thuật số giúp cho lu giữ lấy thông số tốt Bộ phận điều khiển máy Camera thờng đợc thay bảng kiểm định (calibration) bảng tra tìm cho vị trí Hình ảnh hình kết hợp Camera Computer Nó thu thập thông số mà làm giảm tín hiệu nhiễu khác Những Camera có khả ghi hình tĩnh mà tiến hành ghi hình động nh hoạt động tim 2.3 Ghi hình cắt lớp cổ điển (Tomography) Chụp cắt lớp ghi hình ảnh phân bố phóng xạ lớp vật chất mô tạng thể Điều có nghĩa phải dùng kỹ thuật loại bỏ tín hiệu ghi nhận từ tổ chức dới lớp cắt Khởi đầu giống nh chụp cắt Y Học Hạt Nhân 2005 lớp cổ điển tia X, ngời ta tìm cách làm rõ hình ảnh mặt phẳng tiêu cự làm mờ mặt phẳng khác nhờ vào di chuyển tiêu điểm ống định hớng Nhờ ống định hớng chụm, ngời ta đặt cho tiêu điểm nằm vào mặt phẳng lát cắt cần quan sát di chuyển đầu dò Nh tín hiệu lát cắt dới đợc ghi nhận đồng thời nhng tạo xung điện yếu đợc gọi nhiễu (noise) Các nhiễu làm giảm độ tơng phản độ phân giải ảnh Vì vậy, kỹ thuật trớc áp dụng với máy ghi hình vạch thẳng, dùng ống định hớng chụm đợc sử dụng Qua nhiều bớc cải tiến đP tạo nhiều máy ghi hình cắt lớp phóng xạ cổ điển khác 2.4 Ghi hình cắt lớp vi tính đơn photon (Single Photon Computed Tomography - SPECT) Camera qt c¾t líp däc, ngang cổ điển dựa vào tính chất quang hình học tuý cha loại trừ đợc triệt để xung phát vùng mặt phẳng tiêu cự Chúng giống nh xạ (phông) cao làm mờ hình ảnh lớp mặt phẳng quan tâm Khả máy vi tính (PC) tiến tin học đP tạo kỹ thuật chụp cắt lớp vi tính tia X chụp cắt lớp vi tính đơn photon Kỹ thuật tia X thực chất chụp cắt lớp truyền qua (Transmission Computered Tomography: TCT) SPECT chụp cắt lớp phát xạ (Emission Computered Tomography: ECT) Kuhl Edwards chế tạo hệ SPECT MARK I vào năm 1963 2.4.1 Nguyên lí chụp cắt lớp vi tính tia X (CT- Scanner) SPECT: Kỹ thuật SPECT phát triển sở CT- Scanner Nhng SPECT chùm tia X mà photon gamma ĐVPX đP đợc đa vào thể bệnh nhân dới dạng DCPX để đánh dấu đối tợng cần ghi hình Trong SPECT tín hiệu đợc ghi nhận nh đầu dò Planar Gamma Camera đầu dò kỹ thuật YHHN thông thờng khác, nhng SPECT đầu dò đợc quay xoắn với góc nhìn từ 180ữ360 (1/2 hay toàn vòng tròn thể), đợc chia theo tõng bËc øng víi tõng gãc nhá (th«ng th−êng khoảng 3) Tuy mật độ chùm photon đợc phát lớn, nhng đầu dò ghi nhận đợc photon riêng biệt nên đợc gọi chụp cắt lớp đơn photon Tia X photon trớc đến đợc đầu dò bị mô tạng thể nằm đờng hấp thụ Do lợng chúng bị suy giảm tuyến tính Công thức chung định luật hấp thụ đợc biểu diễn : I = I0 e-µ.x , víi µ lµ hƯ sè hÊp thơ, có giá trị phụ thuộc vào luợng chùm tia chất, mật độ lớp vật chất hấp thụ Sự hấp thụ làm cho cờng độ chùm tia giảm dần tính hệ số suy giảm (attenuation coefficient) chùm tia Giá trị ngợc với giá trị truyền qua Gọi T độ truyền qua I/I0 = T Từ công thức ta tính đợc T = e-à.x Giá trị T biết đợc ứng với cấu trúc vật chất định (mô, tạng) có độ dầy x có giá trị xác định Nếu hiệu chỉnh đợc độ suy giảm có đợc giá trị thật cờng độ chùm tia truyền qua hấp thụ Nếu không hiệu chỉnh đợc hệ số suy giảm số liệu thu đợc từ góc nhìn tổng cộng số liệu tất đơn vị thể tích nằm đờng tia Cho máy quét thể bệnh nhân quay góc quay góc nhìn chùm tia định hớng, mật độ chùm tia đến đầu dò giá trị hấp thụ Ta hình dung giả sử chia lát cắt thành nhiều đơn vị vật chất với kích thớc định Khi chùm tia X photon quét qua lớp vật chất (ngang dọc) lần lợt xuyên qua đơn vị vật chất Tín hiệu phát từ đơn vị vật chất khác có độ suy giảm tuyến tính khác nhau, tuỳ thuộc vào góc quay, độ lớn góc nhìn mặt phẳng quét khoảng Y Học Hạt Nhân 2005 cách tới đầu dò PC với phần mềm thích hợp có khả hiêụ chỉnh hệ số suy giảm loại bỏ xạ từ mặt phẳng khác gọi lọc (filtered back projection) Nh nghĩa PC loại bỏ tín hiệu tạo từ lớp vật chất trớc, sau (hoặc trên, dới) mặt phẳng lát cắt Các tín hiệu gọi xung nhiễu Vì thu nhận đợc hàng loạt tín hiệu đơn vị thể tích lớp vật chất định (ta hình dung nh lát cắt) Do vậy, tín hiệu đợc ghi nhận theo thời điểm Số lợng góc nhìn cần chọn đủ để tái tạo ảnh cách trung thực tuỳ thuộc vào độ phân giải đầu dò Các tín hiệu đợc đa vào hƯ thèng thu nhËn d÷ liƯu (Data Acquisition System: DAT) để mP hoá truyền vào PC Khi chuyển động quét kết thúc, nhớ đP ghi nhận đợc số lớn số đo tơng ứng với góc khác mặt phẳng tơng ứng Các tín hiệu thu đợc sở để tái tạo hình ảnh Việc tái tạo ảnh dựa vào thuật toán phức tạp mà PC có khả giải nhanh chóng Đó thuật toán ma trận (matrix) Các số liệu ghi đo đợc từ lớp cắt tạo ma trận Hiểu đơn giản ra, ma trận tập hợp số đợc phân bổ cấu trúc gồm dPy cột Mỗi ô nh đơn vị ma trận đợc gọi đơn vị thể tích (volume element, sample element) Voxel Chiều cao Voxel phụ thuộc vào chiều dày lớp cắt Từ Voxel tạo đơn vị ảnh (picture element) gọi Pixel Tổng ảnh tạo quang ảnh (Photo Image) Các Voxel cã mËt ®é hay tû träng quang tuyÕn (Radiologic Density) khác trớc tia đP bị hấp thụ bớt lợng Cấu trúc hấp thụ tia nhiều mật độ quang tuyến cao Ma trận tái tạo có đơn vị thể tích lớn kích thớc lát cắt mỏng cho ảnh chi tiÕt Th«ng th−êng CT - Scanner ng−êi ta dùng ma trận: (64x64), (128x128), (252 x 252) lớn nữa, SPECT thờng dùng ma trận 64x64 đủ lợng photon gamma cao Công thức cho biết số lợng lát cắt Np cần có : Np M / M số lợng thể tích (sample element) lát cắt (ví dụ: 64, 128 ) Nếu lớp cắt đợc chia ô nhiều (128 thay 64) số lợng lớp cắt nhiều lên nghĩa lát cắt mỏng phát đợc chi tiết nhỏ hơn; Np đợc tính theo công thức: Np = π D / (∆x/2); D lµ kÝch th−íc lớp cắt (field); x độ phân giải máy 2.4.2 Cấu tạo máy SPECT: Máy SPECT bao gồm phận nh hình 2.6, mô hình SPECT đầu (dual head) a Đầu dò bàn điều khiển (Control Console): Cấu tạo hoạt động đầu dò giống nh Planar Gamma Camera đP mô tả Từ trớc đến đầu dò cđa SPECT vÉn th−êng dïng tinh thĨ NaI(Tl) Bøc x¹ phát từ tinh thể phát quang đợc khuếch đại ống nhân quang mạch điện tử khác Để có đợc hình ảnh tốt, đầu dò cần có độ phân giải cao, đo thời gian ngắn (độ nhậy lớn), ống định hớng thích hợp khoảng cách từ đầu dò đến mô tạng ghi hình ngắn SPECT đại dùng hệ đầu dò ghép nhiều tinh thể cho hình ảnh tốt Để tăng độ phân giải tốc độ đếm (giảm thời gian ghi hình) ngời ta tạo loại SPECT đầu dò Gắn liền với đầu dò ống định hớng b Khung máy (Gantry): Các đầu dò đợc lắp đặt giá đỡ (khung máy) thích hợp có môtơ cho phép điều khiển đầu dò quay đợc góc 180 ữ 360 quanh bệnh nhân theo góc nhìn thích hợp (khoảng 3-6) Y Học Hạt Nhân 2005 c Hệ thống điện tử: Các tín hiệu thu đợc từ tinh thể nhấp nháy, đợc đa vào mạch điện tử để lựa chọn, khuếch đại ghi nhận Hệ thống điện tử, ghi đo SPECT phức tạp Gamma Camera nhấp nháy nhiều Trên Gamma Camera hình ảnh đợc tạo nhờ tập hợp loạt chấm sáng cần phải phân tích, chuyển ®ỉi sang tÝn hiƯu sè (digital) ®Ĩ l−u gi÷ Cã PC làm đợc chức lọc tái tạo ảnh d Máy tính (PC) với phần mềm thích hợp, bàn điều khiển (Computer Console) Bộ nhớ liệu: Các kỹ thuật lọc hiệu chỉnh dựa thuật toán tin học (algebric recontruction technique) nh− läc nỊn (back projection technique), xo¸ bá nhiƠu (substraction) phần trờng chiếu trùng lặp đè lên (star artifact) thu nhận tín hiệu theo đơn vị thể tích Từ cho phép ghi hình cắt lớp e Trạm hiển thị (Display Station): Cho thấy hình ảnh cụ thể lu giữ Hình 2.6: Mô hình máy SPECT đầu 2.4.3 Một số chi tiết vỊ kü tht SPECT: - Tr−íc tiÕn hµnh ghi hình với loại ống định hớng, DCPX bệnh mới, thông số kỹ thuật bàn điều khiển máy cần thử mẫu hình nộm (phantom) để có đợc kinh nghiệm hình ảnh tối u - Luôn cần phối hợp lựa chọn tốt tốc độ đếm, thời gian đo, kích thớc ma trận dung lợng nhớ Có chúng mâu thuẫn không đáp ứng tối u cho tất thông số kỹ thuật Thời gian ghi hình cho bệnh nhân không nên 30 phút Muốn có tốc độ đếm nhanh, dung lợng lớn nhng không muốn dùng liều phóng xạ cao cần lựa chọn thông số kỹ thuật máy kể kích thớc ma trận thích hợp hình ảnh đẹp Tăng kích thớc ma trận cho hình ảnh tốt nhng kèm theo đòi hỏi tăng thời gian dung lợng lu trữ (tăng từ ma trận 64x64 lên 128x128 phải tăng gấp lần dung lợng đĩa tõ) Trong SPECT ma trËn 64 x 64 th−êng lµ đủ đP tơng ứng với pixel lát cắt x 10 mm - Góc quay đầu dò quan trọng cần lựa chọn cho thích hợp Ghi hình tạng sâu đòi hỏi quay 360 độ Điều làm giảm chất lợng ảnh so với quay 180 độ (vì chu vị thân ngời không tròn mà hình ellip) Thông thờng góc quay 180 cho kết tốt 360, nhng hình ảnh có nhiều lỗi (artefact) - Góc nhìn phép đo (bớc dịch chuyển đầu dò quay) cần phải < Góc nhìn lớn dễ tạo hình ảnh giả (artifact) Cần ý giảm độ lớn góc nhìn dẫn đến tăng thời gian thu thập số liệu để có đợc độ phân giải tốt - Muốn có độ phân giải tốt cần lu ý bớc sau đây: + Tăng thời gian đo tăng liều phóng xạ để có số xung lớn Số xung lớn giảm bớt sai số thống kê + Xác định khoảng cách tối u đầu dò đối tợng ghi hình phù hợp với ống định hớng Y Học Hạt Nhân 2005 + Giảm thiểu tái xuất DCPX quay vòng hoạt động chức sinh lý, bệnh lý cách đo đếm thời gian ngắn + Hạn chế dịch chuyển bệnh nhân + Chọn ống định hớng để có kết đo tốt Lu ý thông thờng loại ống định hớng cho số xung lớn (độ nhạy cao nhất) lại có độ phân giải - Trong thực hành, để có đợc hình ảnh với độ tơng phản tốt phải chọn số xung cho hƯ sè cđa tØ lƯ xung/nhiƠu (signal-to-noise rate: NSR) thích hợp với độ phân giải đầu dò cửa sổ ma trận tái tạo hình ảnh Ngời ta gọi kỹ thuật khuếch đại tín hiệu (signal amplication technique: SAT) Gần khó khăn đợc khắc phục phần máy nhiều đầu dò (multihead) Với máy đa đầu thu đợc số xung lớn thời gian ngắn độ phân giải định đạt đợc số xung lớn độ phân giải cao mà không cần tăng thời gian đếm 2.5 Ghi hình cắt lớp positron (positron Emission Tomography: PET) 2.5.1 Nguyên lí: Một Positron phát từ hạt nhân nguyên tử tồn ngắn, đợc quPng đờng cực ngắn kết hợp với điện tử tự tích điện âm mô vào trạng thái kích thích gọi positronium Positronium tồn ngắn gần nh chuyển hoá thành photon có lợng 511 keV phát theo chiều ngợc trục với điểm xuất phát Ngời ta gọi tợng huỷ hạt (annihilation) Nếu đặt detector đối diện nguồn phát positron dùng mạch trùng phùng (coincidence) ghi nhận photon đồng thời (hình 2.7) Do đầu đếm nhấp nháy xác định vị trí phát positron (cũng tức photon đó) Vị trí phải nằm đờng nối liền detector đP ghi nhận chúng Ngời ta gọi đờng trùng phùng (coincidence line) Trong thời điểm máy ghi nhận đợc hàng triệu liệu nh vậy, tạo nên hình ảnh phân bố hoạt độ phóng xạ không gian đối tợng đP đánh dấu phóng xạ trớc (thu thập liệu tái tạo hình ảnh) theo nguyên lí nh SPECT Sự tái tạo hình ảnh đợc hoàn thành việc chọn mặt phẳng định (độ sâu quan tâm mô, tạng) Vì đợc gọi chụp cắt lớp Positron (Positron Emission Tomography: PET) Nguyên lí kỹ tht gièng nh− SPECT nh−ng c¸c photon cđa c¸c ĐVPX SPECT không đơn mà trải dài theo phổ luợng nó, PET photon phát từ tợng huỷ hạt positron electron, đơn (511 keV) Hình 2.7: Sơ đồ ghi hình Positron cặp đầu đếm trùng phùng với tia 511 keV Y Học Hạt Nhân 2005 2.5.2 Cấu tạo: Nhìn chung cấu tạo PET có phận nh SPECT nhng phức tạp Sự khác chủ yếu đầu dò từ kéo theo đòi hỏi hoàn thiện phận khác Khởi đầu phần lớn loại PET có detector thẳng, đơn tinh thể độ phân giải thấp Về sau loại đầu đếm đa tinh thể đợc đời, gồm 18 detector có tinh thể nhấp nháy NaI(Tl), tạo thành cột, cột có tinh thể Loại ghi đợc 36 hình, h×nh réng 20 x 25cm Muèn quÐt mét h×nh réng với thời gian ngắn phải có Camera đa tinh thể gồm 127 tinh thể NaI(Tl) Mỗi tinh thể đợc tạo thành cặp với tinh thể đối diện Hình 2.8 cho thấy số đầu đếm khác hình dạng Ngời ta xếp đợc 2549 cặp tinh thể đầu máy có đờng kính 50 cm Nó có độ phân giải khoảng 1cm Máy có độ nhạy lớn, đo đợc 1000 xung/ phút àCi Cả dạng detector giới thiệu phần C D loại có độ nhạy cao Dạng có góc tạo thành vòng khép kín nh hình C kiểu ghi hình cắt lớp xạ Positron theo trục dọc thể (Positron Emission Transaxial Tomography: PETT) Mỗi băng đầu đếm gồm 44 ữ 70 tinh thể NaI(Tl) Hình 2.8: Bốn dạng Detector dùng ghi hình cắt lớp Positron Một kiĨu detector thø 4, phỉ biÕn nhÊt hiƯn lµ detector vòng tròn hoàn chỉnh (D) Kiểu chứa 32 detector NaI(Tl) vòng tròn Hệ đP ghi hình cắt lớp nPo tái tạo đợc hình vòng giây dùng 68Ga đánh dấu vào EDTA Gần Brooks đP mô tả loại detector gåm 128 detector tinh thÓ Bismuth Germanate (Bi4Ge3O12 viÕt tắt GBO) đợc tạo thành vòng, có đờng kính bên 38cm (hình 2.9) Hệ thống có tốc độ đếm cực đại 1,5 x 106 xung/giây chụp đợc bảy lát cắt giây Đây loại máy PET đại thông dụng Gần tinh thể nhấp nháy Lutetium Oxyorthosilicate (LSO) đP đợc phát GBO LSO có nhiều tính chất u việt so với NaI Hình 2.9: Đầu dò máy PET đại: Các tinh thể GBO ghép thành vòng tròn bao quanh bệnh nhân ghi hình Y Học Hạt Nhân 2005 2.5.3 u nhợc điểm bật PET so với SPECT: - PET không cần bao định hớng chùm tia có lợng lớn đơn (511 keV) nên độ nhạy máy ghi hình lớn, tốc độ đếm cao không cần dùng liều phóng xạ cao mà có độ phân giải tốt so víi kü tht SPECT Sù ghi nhËn bøc x¹ thực mặt phẳng đối xứng làm cho sử dụng đợc nhiều loại đầu đếm khác hình dạng việc ghi hình cắt lớp đợc thuận tiện - PET cho hình ảnh chức năng, độ phân giải độ tơng phản cao, rõ nên mang lại nhiều ích lợi chẩn đoán theo dõi, đánh giá đáp ứng kháng thuốc điều trị ung th Nó giúp ích nhiều hầu hết chuyên khoa lâm sàng nh tim mạch, ung th, nội, ngoại khoa Vì năm gần số lợng PET tăng nhanh giới nớc phát triển - Tuy nhiên cấu trúc PET phức tạp hơn, liệu nhiều nên trình xử lí dung lợng lu giữ lớn Đặc biệt kỹ thuật PET cần phải dùng ĐVPX phát positron Dới ĐVPX với đặc điểm vật lý phản ứng xẩy Cyclotron sản xuất chóng: 18 F (t1/2 = 109,7 min) 18O(p,n) 18F [18F] F 18 F (t1/2 = 109,7 min) 20Ne(d,a) 18F [18F] F2 11 14 C (t1/2 = 20,4 min) N(p,a) 11C [11C]CO2 13 16 N (t1/2 = 9,96 min) O(p,a) 13N [13N] NOx 15 14 O (t1/2 = 2,07 min) N(d,n) 15O [15O] O2 Các DCPX thờng dùng ghi hình PET là: a Ghi hình theo chế chuyển hoá: - Glucose : [18F] FDG - Acid Amin : [11C] methionine, [18F] fluorotyrosine 18 11 - Nucleosides : [ F] FLT, [ C] thymidine - Choline : [11C] choline, [18F] fluorocholine - TCA vßng : [11C] acetate 18 - Hypoxia : [ F] FMISO, [18F] FETNIM b Các Receptor đánh dÊu: - Estrogen : [11C, 18F] estrogen derivatives, [18F] tamoxifen - Somatostatin : [18F] octreotide c C¸c thuèc chèng ung th: - Cisplatin v.v Trong số ĐVPX trên, 18F quan thời gian bán rP dài so với ĐVPX phát positron khác khả gắn tốt vào phân tử Desoxyglucose để tạo 18 - FDG, DCPX hữu ích lâm sàng nghiên cứu y sinh học Y Học Hạt Nhân 2005 Tuy nhiên ĐVPX có thời gian bán rP ngắn nên bên cạnh máy PET phải có Cyclotron để sản xuất ĐVPX Điều gây thêm khó khăn cho việc phổ cập PET kỹ thuật tài Vì số lợng PET không nhiều nh SPECT Kết luận lại nói u điểm bật SPECT PET cho thông tin thay đổi chức nhiều hình ảnh cấu trúc đối tợng ghi hình Chúng ta biết thay đổi chức thờng xảy sớm nhiều trớc thay đổi cấu trúc đợc phát Vì góp phần kỹ thuật phát hình ảnh tia X, siêu âm hay cộng hởng từ để chẩn đoán thay đối kích thớc, vị trí, mật độ cấu trúc đối tợng bệnh lý mà cho ngời thầy thuốc thông tin thay đổi chức nh tới máu tim, khả thải độc tế bào gan, thận, tốc độ sử dụng chuyển hóa glucose tế bào nPo Từ đầu năm 1980 việc ghi hình phóng xạ chung đP chiếm đến 60 ữ 70% khối lợng công việc chẩn đoán kỹ thuật YHHN sở tiên tiến Gần ngời ta đP nghiên cứu tạo hệ thống kết hợp PET với SPECT tạo máy PET/SPECT lai ghép (Hybrid) Máy dùng tinh thể NaI dày LSO cho PET YSO (Ytrium Orthosilicate) cho SPECT Hệ thống kết hợp PET với CT Scanner SPECT/CT tức ghép loại đầu dò máy dùng chung hệ thống ghi nhận lu giữ số liệu, kỹ thuật PC Hệ thống cho ta hình ảnh nh ghép chồng hình CT xạ hình lên nên xác định xác vị trí giải phẫu (do hình CT chủ yếu) tổn thơng chức (do xạ hình chủ yếu) Hệ thống mang lại nhiều màu sắc phong phú cho kỹ thuật ghi hình phóng xạ nói riêng ghi hình y học nói chung Câu hỏi ôn tập: 01 Giải thích chế tác dụng xạ ion hoá lên phim ảnh, từ dùng phim để ghi đo phóng xạ nh ? 02 Kỹ thuật ghi đo phóng xạ nhiệt huỳnh quang ? 03 Mô tả cấu tạo giải thích chế hoạt động buồng ion hoá ? 04 Mô tả cấu tạo giải thích chế hoạt động loại ống đếm Geiger Muller (G.M) ? 05 Nguyên lý hoạt động đầu dò phóng xạ tinh thể nhấp nháy ? 06 Thành phần cấu tạo chế khuếch đại tín hiệu ống nhân quang điện đầu dò nhấp nháy ? 07 Mô tả cách thức hoạt động máy ghi hình vạch thẳng ? 08 Ưu, nhợc điểm máy ghi hình vạch thẳng ? 09 Giải thích chế ghi hình phóng xạ Gamma Camera nhấp nháy ? Ưu, nhợc điểm ? 10 Cấu tạo máy chụp cắt lớp đơn photon (SPECT) ? 11 Giải thích chế hoạt động máy SPECT ? Ưu, nhợc điểm ? 12 Giải thích chế hoạt động máy ghi hình cắt lớp Positron (PET) ? Ưu, nhợc điểm nã ? ... phản ứng x? ?y Cyclotron s¶n xt chóng: 18 F (t1 /2 = 109,7 min) 18O(p,n) 18F [18F] F 18 F (t1 /2 = 109,7 min) 20 Ne(d,a) 18F [18F] F2 11 14 C (t1 /2 = 20 ,4 min) N(p,a) 11C [11C]CO2 13 16 N (t1 /2 = 9,96... phân tử Desoxyglucose để tạo 18 - FDG, mét DCPX rÊt h÷u Ých lâm sàng nghiên cứu y sinh học Y Học Hạt Nhân 20 05 Tuy nhiên ĐVPX có thời gian bán rP ngắn nên bên cạnh m? ?y PET phải có Cyclotron để... chuyên biệt - M? ?y chụp cắt lớp đơn quang tử (Single Photon Emision Computered Tomography: SPECT) chụp cắt lớp Positron (Positron Emission Tomography: PET) Y Học Hạt Nhân 20 05 Các loại m? ?y kỹ