Nghiên cứu đánh giá liều trong chẩn đoán CT bằng mô phỏng monte carlo

Tuy nhiên, bên cạnh những đóng góp to lớn đó, việc sử dụng ngày càng nhiều kỹ thuật chụp ảnh CT đã làm dấy lên mối lo ngại về ảnh hưởng của liều lượng bức xạ để lại trên bệnh nhân, đặc b

ĐẠI HỌC QUỐC GIA THÀNH PHỐ HỒ CHÍ MINH

TRƯỜNG ĐẠI HỌC KHOA HỌC TỰ NHIÊN

NGUYỄN THỊ KIM XUYẾN

NGHIÊN CỨU ĐÁNH GIÁ LIỀU TRONG CHẨN ĐOÁN CT

BẰNG MÔ PHỎNG MONTE CARLO

LUẬN VĂN THẠC SĨ VẬT LÝ

Thành phố Hồ Chí Minh, năm 2015

ĐẠI HỌC QUỐC GIA THÀNH PHỐ HỒ CHÍ MINH

TRƯỜNG ĐẠI HỌC KHOA HỌC TỰ NHIÊN

NGUYỄN THỊ KIM XUYẾN

NGHIÊN CỨU ĐÁNH GIÁ LIỀU TRONG CHẨN ĐOÁN CT

BẰNG MÔ PHỎNG MONTE CARLO

Chuyên ngành: Vật lý nguyên tử hạt nhân và năng lượng cao

LỜI CẢM ƠN

Trong suốt quá trình học tập, thực hiện và hoàn thành luận văn, tôi đã nhận được sự giúp đỡ, hướng dẫn và chỉ bảo tận tình của các thầy cô, anh chị và các bạn đang công tác và học tập tại bộ môn Vật lý – Kỹ thuật hạt nhân Với lòng biết ơn sâu sắc, tôi xin gửi lời cảm ơn chân thành tới:

TS Trương Thị Hồng Loan, người đã hết lòng dạy bảo, định hướng, giúp đỡ, động viên và tạo mọi điều kiện thuận lợi để tôi có thể hoàn thành tốt luận văn Đặc biệt, những ý kiến quý báu, kịp thời của cô đã giúp tôi tháo gỡ những vướng mắc mỗi khi đề tài gặp khó khăn để có được kết quả như ngày hôm nay

Chị Trần Ái Khanh, chị đã luôn tận tình hướng dẫn, hỗ trợ, chỉnh sửa cho tôi

và đóng vai trò quan trọng trong suốt quá trình thực hiện và hoàn thành luận văn Anh Đặng Nguyên Phương, người đã luôn cung cấp những tài liệu bổ ích, quan trọng và cho tôi những kiến thức đầu tiên về MCNP và ROOT

ThS Thái Mỹ Phê, thầy đã giúp đỡ tôi trong quá trình liên hệ và tiến hành đo đạc tại các bệnh viện

Anh Dương Thành Tài, kỹ sư vật lý bệnh viện Đa khoa Đồng Nai, đã nhiệt tình giúp đỡ tôi trong quá trình thu thập dữ liệu và đo đạc tại bệnh viện

Bác sĩ Đinh Thanh Bình, trưởng khoa, cùng đội ngũ các bác sĩ, kỹ sư khoa Y học Hạt nhân bệnh viện Đa khoa Đồng Nai đã tạo điều kiện cho tôi khảo sát, thu thập số liệu tại bệnh viện

TS Nguyễn Đông Sơn, thầy đã truyền dạy cho tôi những kiến thức bổ ích về ứng dụng vật lý hạt nhân trong y tế tạo cho tôi nguồn cảm hứng, say mê với lĩnh vực Vật lý Y khoa

Các thầy cô trong Bộ môn Vật lý - Kỹ thuật hạt nhân đã cung cấp cho tôi những kiến thức chuyên môn vững chắc

Các bạn học viên cao học Vật lý Hạt nhân - K23 đã luôn đồng hành và giúp đỡ tôi trong quá trình học tập

Cuối cùng, tôi xin gửi lời cảm ơn chân thành tới gia đình và bạn bè đã luôn bên cạnh tiếp sức, ủng hộ và động viên để tôi hoàn thành khóa học

Nguyễn Thị Kim Xuyến

MỤC LỤC

MỤC LỤC i

DANH MỤC CÁC KÝ HIỆU VIẾT TẮT iv

DANH MỤC CÁC BẢNG vii

DANH MỤC CÁC HÌNH VẼ, ĐỒ THỊ ix

MỞ ĐẦU 1

CHƯƠNG 1 - TỔNG QUAN VỀ CT 4

1.1 Giới thiệu chung về CT 4

1.2 Lịch sử phát triển của CT 5

1.3 Thực trạng sử dụng CT trên thế giới và ở Việt Nam 9

1.3.1 Thực trạng sử dụng CT trên thế giới 9

1.3.2 Thực trạng sử dụng CT ở Việt Nam 10

1.4 Nguyên lý của kỹ thuật chụp cắt lớp CT 13

1.5 Cấu tạo máy CT và nguyên lý phát tia X 14

1.5.1 Cấu tạo máy CT 14

1.5.1.1 Đầu bóng tia X 14

1.5.1.2 Bộ chuẩn trực (Collimator) 20

1.5.1.3 Bộ lọc chùm tia (Filter) 22

1.5.2 Nguyên lý phát tia X 23

1.5.2.1 Bức xạ hãm 23

1.5.2.2 Bức xạ đặc trưng 25

CHƯƠNG 2 - CƠ SỞ LÝ THUYẾT CỦA TÍNH LIỀU HẤP THỤ TRÊN PHANTOM 29

2.1 Các đại lượng tính liều cơ bản 29

2.1.1 Liều chiếu 29

2.1.2 Liều hấp thụ 30

2.1.3 Liều tương đương 30

2.1.4 Liều hiệu dụng 31

2.2 Các thông số ảnh hưởng đến liều bệnh nhân 33

2.2.1 Các thông số thiết bị 33

2.2.1.1 Bộ lọc chùm tia 33

2.2.1.2 Tạo hình dạng chùm tia bow-tie 33

2.2.1.3 Khoảng cách từ bia anode đến tâm vật chiếu 34

2.2.1.4 Hệ chuẩn trực 34

2.2.2 Các thông số liên quan đến cách thức chụp 34

2.2.2.1 Chiều dài vùng quét L 35

2.2.2.2 Hệ số pitch 36

2.2.2.3 Cường độ dòng I 37

2.2.2.4 Thời gian chiếu t 37

2.2.2.5 Điện áp 38

2.3 Liều bức xạ ở máy CT 38

2.3.1 Chỉ số liều CT (CTDI) 38

2.3.2 CTDI100 39

2.3.3 CTDIw (Weighted CTDI) 40

2.3.4 CTDIvol (Volume CTDI) 41

2.4 Tính liều hấp thụ bằng mô phỏng MCNP5 41

2.4.1 Giới thiệu về phương pháp Monte-Carlo 41

2.4.2 Giới thiệu về chương trình mô phỏng MCNP 42

2.4.2.1 Lịch sử của chương trình MCNP 42

2.3.2.2 Dữ liệu hạt nhân và phản ứng của MCNP 45

2.3.2.3 Cấu trúc của chương trình MCNP 46

2.4.2.4 Độ chính xác của kết quả và các nhân tố ảnh hưởng 47

2.4.3 Tally đánh giá 48

2.4.3.1 Tally F2 48

2.4.3.2 Tally Fmesh4 49

2.4.3.3 Tally F6 49

CHƯƠNG 3 - TÍNH LIỀU HẤP THỤ TRÊN PHANTOM PMMA 51

3.1 Mô phỏng cấu hình hệ đầu bóng tia X dùng trong máy CT 51

3.1.1 Thông số đầu bóng tia X 51

3.1.2 Cấu hình hệ đầu bóng tia X từ MCNP5 52

3.2 Đánh giá phổ tia X thu được từ chương trình MCNP5 53

3.2.1 Phổ tia X 53

3.2.2 So sánh phổ tia X từ mô phỏng MCNP5 và phổ tia X thu được từ chương trình SpekCalc 55

3.2.3 Ảnh hưởng của cấu hình máy lên phổ tia X 57

3.2.4 Phổ tia X trước và sau bow-tie 59

3.2.5 Ảnh hưởng của hình dạng bow-tie lên phổ tia X 61

3.2.6 Ảnh hưởng của bề dày bộ lọc 62

3.3 Đánh giá liều hấp thụ trên phantom 63

3.3.1 Liều hấp thụ theo vị trí nguồn 63

3.3.2 Ảnh hưởng của các yếu tố chụp lên liều hấp thụ 67

3.3.2.1 Ảnh hưởng của giá trị điện áp lên liều hấp thụ 67

3.3.2.2 Ảnh hưởng của thời gian chụp lên liều hấp thụ 69

3.3.2.3 Ảnh hưởng của cường độ dòng lên liều hấp thụ 70

3.3.2.4 Ảnh hưởng của hệ số pitch lên liều hấp thụ 71

3.3.3 So sánh liều hấp thụ từ MCNP5 và chương trình CT Dosimetry 74

KẾT LUẬN VÀ KIẾN NGHỊ 76

TÀI LIỆU THAM KHẢO 78

DANH MỤC CÁC KÝ HIỆU VIẾT TẮT

Chữ viết tắt Tên tiếng Anh Tên tiếng Việt

ACTL The Activation Library Thư viện kích hoạt

ANSI American

National Standards Institute

Viện Tiêu chuẩn Quốc gia Hoa

Kỳ

CBCT Cone Beam Computed

Tomography Chụp cắt lớp điện toán chùm nón

CT Computed Tomography Chụp cắt lớp điện toán

CTD100,c Center CT dose index Chỉ số liều CT tại tâm

CTDI100,p Periphery CT dose index Chỉ số liều CT tại vùng rìa

CTDIvol Volume CT dose index Chỉ số liều CT cục bộ

CTDIw Weight CT dose index Chỉ số liều CT tính đến trọng số

Chương trình mô phỏng Monte Carlo CYLTRAN của nhóm Halnleib và Mehlhorn, 1986

DETEFF DETector EFFiciency

Chương trình mô phỏng Monte Carlo DETEFF của nhóm Cornejo Diaz và D Pérez Sánchez, 1998; Jurado Vargas,

2002

EBCT The Electron Beam

Computed Tomograpy

Chụp cắt lớp điện toán chùm electron

EMI The Electric Musical

FBP Filtered Back Projection Phương pháp chiếu ngược có lọc FOV Field Of View Trường chiếu

FWHM The Full Width Half

Maximum Độ rộng nửa chiều cao cực đại

FWTM The Width Tenth

Maximum Độ rộng 1/10 chiều cao cực đại

GEANT Geometry And Tracking

Chương trình mô phỏng Monte Carlo GEANT của nhóm R Brun

1986, CERN Data Handling Division, Geneva

GESPECOR Germanium SPEctroscopy

CORrection Factors

Chương trình mô phỏng Monte Carlo GESPECOR của nhóm O.Sima và D Arnold, 2000

MCG Monte Carlo Gamma

Chương trình Monte Carlo gamma xử lý các photon năng lượng cao

MCN Monte Carlo Neutron Chương trình Monte Carlo xử lý

bài toán vận chuyển neutron

MCNG Monte Carlo Neutron –

Gamma

Chương trình Monte Carlo ghép cặp neutron-gamma

MCNP Monte Carlo N-Particle

Chương trình Monte-Carlo mô phỏng vận chuyển hạt N của nhóm J.F Briesmeister, 1997, Los Alamos National Laboratory Report, LA-12625-M

MCNPX Monte Carlo N-Particle

eXtended Phiên bản mở rộng của MCNP

MCP Monte Carlo Photon Chương trình Monte Carlo xử lý

bài toán vận chuyển photon

MCS General-purpose particle

transport Monte Carlo code

Chương trình Monte Carlo vận chuyển hạt với mục đích chung của Robert R Johnston, 1963

NJOY  Mã định dạng các thư viện số liệu

hạt nhân trong MCNP

PET Positron Emission

Tomography Chụp Positron cắt lớp PMMA Polymetyl Mathacrylate 

RTM Reni – Wolfram - Molyden 

SpekCalc  Chương trình tính phổ tia X từ

vật liệu bia là Tungsten

3 Bảng 2.2 Trọng số mô wT cho từng mô và cơ quan 32

4 Bảng 3.1 So sánh kết quả mô phỏng và thư viện tia X [35] các đỉnh

tia X đặc trưng của Wolfram

54

5 Bảng 3.2 So sánh phổ thu được từ mô phỏng MCNP và chương

trình SpekCalc

56

6 Bảng 3.3 Độ giảm thông lượng photon khi qua tấm lọc nhôm và

bow-tie với các giá trị điện áp đỉnh 100, 110, 120 và 130 kVp

12 Bảng 3.9 Ảnh hưởng của thời gian chụp lên chỉ số liều CTDIvol 69

13 Bảng 3.10 Ảnh hưởng của cường độ dòng lên chỉ số liều CTDIvol 70

14 Bảng 3.11 Ảnh hưởng của hệ số pitch lên chỉ số liều CTDIvol 71

15 Bảng 3.12 Chỉ số liều CTDIvol theo giá trị mAs 73

16 Bảng 3.13 So sánh chỉ số CTDIvol được tình toán từ MCNP và ImPACT

74

DANH MỤC CÁC HÌNH VẼ, ĐỒ THỊ

Hình 1.1 a - Thế hệ CT thứ nhất và b - Thế hệ CT thứ hai 6

Hình 1.2 a - Thế hệ CT thứ ba và b - Thế hệ CT thứ tư 6

Hình 1.3 Sơ đồ máy CT kiểu chùm EBCT 7

Hình 1.4 Chế độ quét xoắn ốc 8

Hình 1.5 CT đơn lát cắt và CT đa lát cắt 9

Hình 1.6 Sơ đồ cấu tạo đầu bóng tia X 15

Hình 1.7 Cấu trúc cathode của đầu bóng tia X 16

Hình 1.8 Anode quay dùng trong đầu bóng tia X của máy CT 17

Hình 1.9 Vùng tiêu điểm thực và tiêu điểm hiệu dụng 19

Hình 1.10 Hiệu ứng chân 20

Hình 1.11 Hệ chuẩn trực chùm tia với vùng tối và vùng nửa tối 21

Hình 1.12 Sơ đồ bộ lọc bow-tie và bộ lọc phẳng 22

Hình 1.13 Tương tác của electron tạo photon tia X 23

Hình 1.14 Sự phân bố năng lượng bức xạ hãm ở giá trị điện áp đỉnh 90 kVp 25

Hình 1.15 Các vạch phổ ứng với các chuyển dời electron trong nguyên tử 27

Hình 1.16 Phổ tia X với vật liệu anode là Wolfram ở điện áp 80kVp 28

Hình 2.1 Vùng ghi nhận hình ảnh ứng với giá trị pitch khác nhau trong quét xoắn ốc 36

Hình 2.2 Vùng ghi nhận hình ảnh ứng với giá trị pitch khác nhau trong quét tuần tự 37

Hình 2.3 Ý nghĩa của chỉ số liều ở máy CT 39

Hình 2.4 Phantom thân và đầu người 40

Hình 3.1 Sơ đồ cấu tạo hệ thống đầu bóng tia X từ chương trình MCNP5 gồm: 1- Anode, 2- bóng thủy tinh, 3- cửa sổ bakelite, 4-tấm lọc đầu, 5-collimator, 6-collimator phụ, 7-tấm lọc bổ sung, 8-thủy tinh bọc bow-tie, 9-bow-tie 52

Hình 3.2 Hình 3D đầu bóng tia X bằng mô phỏng MCNP5 53

Hình 3.3 Phổ tia X với điện áp đỉnh 130 kVp 53

Hình 3.4 Phổ tia X tại các giá trị điện áp đỉnh 60, 80, 100, 110, 120 và 130 kVp 55

Hình 3.5 So sánh phổ tia X từ mô phỏng MCNP5 và phổ thu được từ chương trình SpekCalc tại giá trị điện áp đỉnh 130 kV 56

Hình 3.6 Phổ tia X tại 1-cửa thoát, 2-sau tấm lọc, 3-sau hệ chuẩn trực và 4-sau bow-tie tại giá trị điện áp 100 kVp 57

Hình 3.7 Phổ tia X tại 1-cửa thoát, 2-sau tấm lọc bổ sung, 3-sau hệ chuẩn trực và 4-sau bow-tie với giá trị điện áp 130 kVp 58

Hình 3.8 Phổ tia X 1-trước và 2-sau bow-tie với giá trị điện áp đỉnh 130 kVp 59

Hình 3.9 Phân bố suất liều theo mặt XY khi không sử dụng bow-tie 60

Hình 3.10 Phân bố suất liều theo mặt XY khi sử dụng bow-tie 60

Hình 3.11 Mô phỏng chùm tia X (Beam profile) khi sử dụng và không sử dụng Bow-tie với điện áp đỉnh 120 kVp theo trục X 61

Hình 3.12 Phổ tia X sau bow-tie với bộ lọc bow-tie và nửa bow-tie tại điện áp đỉnh 120 kVp 61

Hình 3.13 Phổ tia X với bề dày bộ lọc thay đổi từ 1,0 – 8,0 mm Al tại điện áp đỉnh 120 kVp 62

Hình 3.14 Phantom PolyMetyl Methacrylate (PMMA) 64

Hình 3.15 Phantom mô phỏng trong MCNP5 64

Hình 3.16 Liều hấp thụ trên các cell theo vị trí nguồn tại điện áp đỉnh 100 kVp 65

Hình 3.17 Liều hấp thụ trên các cell tại điện áp đỉnh 100, 120 và 130 kVp 67

Hình 3.18 Mối quan hệ giữa giá trị điện áp và độ nhiễu của ảnh CT 68

Hình 3.19 Mối quan hệ giữa giá trị điện áp và độ tương phản của ảnh CT 69

Hình 3.20 Đồ thị thể hiện sự phụ thuộc của CTDIvol vào thời gian chụp 70

Hình 3.21 Đồ thị biểu diễn sự phụ thuộc của CTDIvol vào cường độ dòng 71

Hình 3.22 Đồ thị biểu diễn sự suy giảm chỉ số liều theo hệ số pitch 72

Hình 3.23 Chiều dài vùng quét (L) với sự thay đổi hệ số pitch 73

Hình 3.24 Ảnh CT tim với chế độ chụp 60, 120, 180 và 240 mAs 74

MỞ ĐẦU

Chẩn đoán hình ảnh cắt lớp Computed Tomography, gọi tắt là CT, là một kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh sử dụng bức xạ tia X cho hình ảnh cấu trúc chi tiết cơ thể bệnh nhân với độ phân giải vị trí và độ tương phản cao Ngày nay, CT đã dần trở thành một công cụ chẩn đoán đắc lực của các bác sĩ trong phát hiện và điều trị ung thư Do đó, CT ngày càng được sử dụng rộng rãi, phổ biến trong hầu hết các bệnh viện và cơ sở y tế Tuy nhiên, bên cạnh những đóng góp to lớn đó, việc sử dụng ngày càng nhiều kỹ thuật chụp ảnh CT đã làm dấy lên mối lo ngại về ảnh hưởng của liều lượng bức xạ để lại trên bệnh nhân, đặc biệt là những bệnh nhân trải qua nhiều lần chụp CT Trước việc cân nhắc giữa lợi ích điều trị lâm sàng với những hậu quả

mà bệnh nhân có thể gánh chịu sau mỗi lần chụp CT đòi hỏi các nhà khoa học, bác

sĩ, kỹ thuật viên cần phải có những nghiên cứu đánh giá chính xác mức độ ảnh hưởng của liều lượng bức xạ CT tới sức khỏe bệnh nhân Trên thế giới cũng đã có nhiều công trình nghiên cứu về lĩnh vực này Tuy nhiên ở Việt Nam số lượng các nghiên cứu trong lĩnh vực này còn khá hạn hẹp

Thêm vào đó, ở Việt Nam hiện nay, hiểu biết của người dân về phương pháp chụp hình CT, về bức xạ, những ảnh hưởng của liều lượng bức xạ lên sức khỏe cũng như lợi ích và rủi ro mà phương pháp này mang lại còn rất hạn chế Tình trạng khoán chụp giữa bệnh viện và các công ty cung cấp thiết bị, bỏ qua hiệu quả sử dụng đang diễn ra tại một số bệnh viện, cơ sở y tế Một bộ phận các bác sĩ cũng đang lợi dụng phương pháp này để có được những kết quả chẩn đoán nhanh chóng

và chính xác mà bỏ qua cân nhắc lựa chọn các phương pháp chẩn đoán khác, bất chấp rủi ro có thể xảy ra với bệnh nhân Trước tình trạng này, việc xác định chính xác liều lượng bức xạ để lại trên bệnh nhân sau mỗi ca chụp và đánh giá mức độ rủi

ro mà bệnh nhân có thể phải gánh chịu trở lên cần thiết Đặc biệt, tại bệnh viện Đa khoa Đồng Nai, trước những cải thiện không ngừng về cơ sở vật chất, nhu cầu cải thiện chất lượng hình ảnh chẩn đoán, chất lượng điều trị CT cũng dần được các bác

sĩ, nhân viên và cả bệnh nhân quan tâm

Trong bài toán xác định liều bệnh nhân và giải pháp giảm liều trong chụp CT

mà vẫn đảm bảo chất lượng hình ảnh, đánh giá ảnh hưởng của các thông số chụp lên liều hấp thụ là một trong những công việc rất quan trọng Do đó, trong luận văn này, chúng tôi tập trung nghiên cứu đánh giá liều hấp thụ trên các phantom PolyMethyl Methacrylate (PMMA) đại diện cho các vùng cơ thể khác nhau trên bệnh nhân khi trải qua các thủ tục CT

Để đánh giá liều hấp thụ trong chụp CT, chương trình mô phỏng MCNP5 dựa trên thuật toán mô phỏng Monte Carlo được sử dụng, đối tượng nghiên cứu là hệ máy CT Somatom Spirit của hãng Siemens tại bệnh viện Đa khoa Đồng Nai Công việc đầu tiên và rất quan trọng trong đánh giá liều là xây dựng hệ đầu bóng tia X và đánh giá phổ phát ra từ máy CT Kế đến dựa trên phổ tia X ghi nhận, liều hấp thụ và ảnh hưởng của các thông số chụp lên liều hấp thụ được tiến hành đánh giá, nhằm cung cấp những đánh giá toàn diện phục vụ cho các nghiên cứu giảm liều trên bệnh nhân trong chụp CT Kết quả mô phỏng sẽ được so sánh với chương trình tính toán phổ bán thực nghiệm SpekCalc và chương trình tính liều CT Dosimetry của ImPACT nhằm đánh giá hiệu quả mô phỏng từ chương trình MCNP5

Với mục đích trên, luận văn bao gồm những nội dung chính sau:

Chương 1: Tổng quan về CT

Trong chương tổng quan, chúng tôi trình bày những nội dung sau:

- Giới thiệu về kỹ thuật chụp ảnh cắt lớp CT (Computed Tomography)

- Tổng quan về tình hình sử dụng CT ở Việt Nam và trên thế giới Trong đó đề cập đến những đóng góp to lớn của CT trong lĩnh vực y

tế và những thống kê về liều lượng bức xạ cùng với những ảnh hưởng

mà bệnh nhân có thể nhận khi chụp CT

- Giới thiệu hệ chụp ảnh cắt lớp CT về cấu tạo và nguyên lý hoạt động

Chương 2: Cơ sở lý thuyết của tính liều hấp thụ trên phantom

Chương này tập trung trình bày các nội dung sau:

- Các đại lượng liên quan đến tính toán liều hấp thụ

- Các thông số ảnh hưởng đến liều bệnh nhân

- Các chỉ số liều trong chụp CT

- Những hiểu biết về thuật toán Monnte-Carlo và chương trình mô phỏng MCNP5

Chương 3: Tính liều hấp thụ trên phantom PMMA

Sử dụng chương trình mô phỏng MCNP để thực hiện:

- Mô phỏng hệ máy CT của bệnh viện Đa khoa Đồng Nai dựa trên các thông số của nhà sản xuất Các thành phần cần quan tâm trong mô phỏng bao gồm: đầu bóng tia X, hệ ống chuẩn trực và sự ảnh hưởng của tấm lọc bow-tie lên phổ tia X Với mô hình xây dựng, mô phỏng phổ tia X với điều kiện chiếu khác nhau và so sánh kết quả phổ thu được với phổ thu được từ chương trình SpekCalc

- Mô phỏng tính liều hấp thụ trên phantom PMMA và đánh giá ảnh hưởng của các thông số chụp lên liều hấp thụ, tính chỉ số liều hấp thụ với các chế độ chụp đầu và chụp bụng Kết quả mô phỏng được so sánh với kết quả thu được từ chương trình tính liều CT Dosimetry của ImPACT

CHƯƠNG 1 TỔNG QUAN VỀ CT 1.1 Giới thiệu chung về CT

Chụp cắt lớp vi tính CT (Computer Tomography) là một phương pháp chẩn đoán hình ảnh bằng bức xạ tia X kỹ thuật cao Với sự hỗ trợ của máy tính, CT cung cấp các số liệu bên trong cơ thể nhằm tái tạo cấu trúc giải phẫu chi tiết cơ thể bệnh nhân dưới dạng các hình ảnh với độ tương phản và độ phân giải vị trí cao Từ đó, các bác sĩ có được những nhận định một cách đầy đủ, chính xác về các tổn thương trên cơ thể bệnh nhân và đưa ra phác đồ điều trị phù hợp nhất Với tính năng ưu việt trong chẩn đoán hình ảnh, sự ra đời của CT đã tạo lên một cuộc cách mạng trong chẩn đoán và điều trị bệnh

Ngày nay, cùng với sự phát triển không ngừng của kỹ thuật xử lý máy tính,

CT không ngừng được cải tiến và đã trở thành một trong những công cụ mạnh nhất, chính xác nhất cho việc kiểm tra đầu, ngực, bụng và xương chậu Vì nó cung cấp những hình ảnh chi tiết các mặt cắt ngang của tất cả các loại mô Ngoài ra, CT còn được dùng để kiểm tra các tổn thương do chấn thương CT cũng là phương pháp tốt nhất để phát hiện nhiều bệnh ung thư khác nhau như: ung thư hạch, ung thư phổi, gan, thận, buồng trứng và tuyến tụy Từ những hình ảnh CT, các bác sĩ sẽ phát hiện

sự hiện diện, đo kích thước, xác định vị trí chính xác của khối u và xác định mức độ ảnh hưởng của nó tới các mô lân cận CT còn đóng vai trò quan trọng trong việc phát hiện, chẩn đoán và điều trị các bệnh về máu có thể dẫn đến đột quỵ, suy thận hoặc thậm chí dẫn đến tử vong, đánh giá thuyên tắc phổi cũng như phình động mạch chủ Nó cũng là công cụ vô giá trong việc chẩn đoán và điều trị các bệnh về cột sống, chấn thương tay, chân và cấu trúc xương Hiện nay, CT là kỹ thuật cho hình ảnh về các phần cứng của cơ thể rõ nhất trong các phương pháp chẩn đoán hình ảnh Ngoài ra, CT còn trợ giúp sinh thiết như sinh thiết tuyến tiền liệt, sinh thiết ung thư vú, sinh thiết cổ tử cung

1.2 Lịch sử phát triển của CT

Kỹ thuật chụp ảnh cắt lớp CT được phát minh bởi Housefied ở Ele vào năm

1967 tại phòng thí nghiệm Electric Musical Instrument (EMI), Hayes, Anh Năm

1972, Housefied cho ra đời máy CT lâm sàng đầu tiên Chính nhờ phát minh này năm 1979, Housefied và Cormack đến từ đại học Tufts, Massachussetts, Hoa Kì, người độc lập phát minh ra một quá trình tương tự, đã cùng nhau chia sẻ giải thưởng Nobel Y học Với chiếc máy CT đầu tiên sử dụng trong phòng thí nghiệm EMI, hệ ống tia X - đầu dò bức xạ cùng dịch chuyển tịnh tiến và thu thập được 160 phép đo cho một trường quét Sau khi phép đo tịnh tiến hoàn thành cả ống tia X và đầu dò được xoay một góc 1o

để thu bộ dữ liệu tiếp theo của phép đo Quá trình này tiếp tục được thực hiện với tổng góc quét là 180o Cuối cùng, 28000 bộ dữ liệu được máy tính xử lý bằng kỹ thuật tái tạo đại số trong 2,5 giờ để cho ra một quang ảnh Thời gian quét lớn chính là điều bất lợi máy CT này đem lại cho bệnh nhân do liều bức xạ để lại trên bệnh nhân rất lớn Để khắc phục điều này, nhiều thế hệ máy CT

đã được cải tiến, hoàn thiện và nâng cao nhằm phục vụ công việc lập kế hoạch chẩn đoán và điều trị bệnh nhân tại các bệnh viện

Thế hệ CT thứ nhất ra đời chỉ sử dụng một hoặc hai tia bức xạ dạng bút chì rộng 3 mm, dài 13 mm với sự kết hợp của chuyển động tịnh tiến và chuyển động quay, thời gian thu thập là 4,5 phút đồng thời cần 1,5 phút để tái tạo ảnh lát cắt Như vậy, tổng thời gian chụp là rất lớn, khiến liều bức xạ để lại trên bệnh nhân cao đòi hỏi các nhà nghiên cứu phải có những cải tiến để đưa ra thế hệ máy CT thứ hai Thế hệ thứ hai ra đời vẫn là sự kết hợp giữa chuyển động tịnh tiến và chuyển động quay, tuy nhiên các máy CT thế hệ này sử dụng chùm tia rẻ quạt đồng thời tăng số lượng đầu dò lên 6 đầu dò Năm 1975, EMI giới thiệu máy CT 30 đầu dò Với sự cải tiến này, thời gian quét đã giảm xuống dưới 20 giây/lát cắt Tuy nhiên, thời gian chụp vẫn còn khá lớn cho mỗi ca chụp do đó cần có những cải tiến hơn nữa về thời gian chụp trong thế hệ tiếp theo Với yêu cầu đó, thế hệ CT thứ 3 được

ra đời

Hình 1.1 a - Thế hệ CT thứ nhất và b - Thế hệ CT thứ hai

Các máy CT phổ biến nhất hiện nay thuộc thế hệ CT thứ ba Ở thế hệ này, các máy CT đã tăng cao về tốc độ thu thập dữ liệu và xử lý ảnh nhờ sử dụng chùm tia rẻ quạt rộng bao trùm toàn bộ đối tượng chụp cùng một dãy nhiều đầu dò CT thế hệ này loại bỏ hoàn toàn chuyển động tịnh tiến, ống tia X - đầu dò quay 360o xung quanh bệnh nhân giúp giảm thời gian quét xuống còn 2 giây/lát cắt, đủ ngắn để chụp hình phổi và ngực trong khi các thế hệ trước chỉ giới hạn ở chụp đầu, tay và chân

Hình 1.2 a - Thế hệ CT thứ ba và b - Thế hệ CT thứ tư

Các máy CT thế hệ thứ tư tiếp tục ra đời với cải tiến trong việc sử dụng hệ nhiều đầu dò đặt cố định trên toàn bộ giàn quay (gantry) và sử dụng một nguồn rẻ quạt duy nhất quay 360o

quanh bệnh nhân, các phần tử cảm biến được đóng ngắt theo quy luật nhất định phù hợp với chuyển động quay của ống tia X

Thế hệ CT tiếp theo với kiểu chùm electron (EBCT), ống tia X không còn đặt trên khoang máy mà sử dụng một súng bắn electron đặt ngoài và dùng cuộn lái tia, thấu kính từ dùng để điều chỉnh chùm electron từ súng bắn vào cung tròn bia Tungsten (hình 1.3) Với tốc độ chụp vượt trội, EBCT là lựa chọn tốt nhất cho các ứng dụng chụp tim trong lịch sử phát triển CT Máy cho phép ghi ảnh chuyển động nhanh của tim trong quá trình co bóp mà không bị nhòe

Hình 1.3 Sơ đồ máy CT kiểu chùm EBCT

Ở các thế hệ CT trước, bàn bệnh nhân dịch chuyển theo từng nấc, ống phát tia

X sẽ hoạt động khi bàn ngừng dịch chuyển Khi đó, thời gian chụp lớn đồng thời ảnh chụp bị gián đoạn Nhược điểm này hoàn toàn được khắc phục với các máy CT thế hệ thứ sáu dựa trên sự kết hợp giữa quá trình quay của ống tia X – đầu dò và sự dịch chuyển liên tục của bàn bệnh nhân Khi đó quỹ đạo của ống tia X so với cơ thể bệnh nhân là một đường xoắn ốc Chế độ này được gọi là chế độ quét xoắn ốc Cải tiến này đã giúp tái tạo hình ảnh trên các lớp cắt dọc và ngang, thay vì chỉ các lớp

Ống bắn electron

Chùm electron

Hệ thống thu nhận dữ liệu

Hệ thống đầu dò Bia Tungsten

Bàn bệnh nhân Thấu kính từ

Cuộn lái tia

cắt ngang như các thế hệ trước đó Thời gian chụp ngắn hơn cỡ 1giây/lát cắt, đồng thời khắc phục được nhiễu ảnh do cử động, đường ranh giới của hình ảnh thu được liên tục, không bị mấp mô Điển hình cho thế hệ này là sự ra đời của máy cắt lớp điện toán xoắn ốc (Spiral Computed Tomography) đầu tiên năm 1987 Máy CT xoắn ốc ra đời đã tạo ra một bước đột phá trong kĩ thuật CT nhờ khả năng tái tạo ảnh liên tục, hình ảnh 3D thu được tương đối rõ ràng từ ảnh số hoá của ma trận tái tạo toàn bộ cơ quan

Hình 1.4 Chế độ quét xoắn ốc

Ngày nay, với sự tiến bộ vượt bậc trong kỹ thuật tạo hình CT, người ta đã chế tạo một thế hệ máy CT với bộ phận thu nhận dữ liệu bao gồm nhiều hàng detector cho phép trong một vòng quay của ống phát tia X ghi nhận đồng thời nhiều lát cắt Máy CT thế hệ này được gọi là máy CT đa lát cắt Hệ thống đa lát cắt là bước phát triển vượt bậc so với hệ thống đơn lát với thời gian chụp nhanh, số lát cắt tăng lên đáng kể nên sẽ ghi lại được nhiều hình ảnh cho mỗi lần phát tia Năm 2003, ra đời máy chụp cắt lớp vi tính 64 dãy đầu tiên, giúp phát hiện những vùng thương tổn của

tế bào dưới 1 mm mà vẫn đảm bảo cho ra những hình ảnh chính xác, sắc nét đáp ứng tính chuẩn xác trong việc chẩn đoán bệnh Khả năng này được ứng dụng trong việc phát hiện sớm các loại bệnh ung thư, bệnh tim mạch và các loại bệnh nguy hiểm khác

Tiếp theo, năm 2005 máy CT hai nguồn đầu tiên được sản xuất

Đến năm 2008, máy CT hai nguồn thế hệ thứ hai (definition flash) ra đời

Hình 1.5 CT đơn lát cắt và CT đa lát cắt

Hiện nay, trên thế giới đã xuất hiện các máy 128, 256 và 320 dãy

Bệnh viện Đa khoa Đồng Nai đã được trang bị máy CT Somatom Definition flash 256 lát cắt của hãng Siemens phục vụ cho quá trình chẩn đoán và điều trị bệnh

1.3 Thực trạng sử dụng CT trên thế giới và ở Việt Nam

1.3.1 Thực trạng sử dụng CT trên thế giới

Từ khi ra đời cho đến nay, với những cải tiến không ngừng và tính năng vượt trội trong chẩn đoán hình ảnh, CT ngày càng được sử dụng nhiều tại các bệnh viện

ở khắp các quốc gia trên thế giới, phục vụ cho công tác chẩn đoán và điều trị bệnh

CT đã dần trở thành công cụ đắc lực không thể thiếu của các bác sĩ trong chẩn đoán hình ảnh

Theo thống kê năm 2010, chỉ hơn một phần tư thế kỷ, CT được sử dụng tăng gấp 12 lần tại Anh và hơn 20 lần tại Mỹ với số liệu cụ thể mỗi năm có hơn 3 triệu lượt sử dụng CT tại Anh và hơn 70 triệu lượt đối với Mỹ [9]

Trục z

Chùm rẻ quạt

Lát cắt

Bề dày một lát cắt

Trục z

Đơn lát cắt: 1 dãy đầu dò

Đa lát cắt: nhiều dãy đầu dò nhỏ

Tuy nhiên, việc sử dụng ngày càng nhiều kỹ thuật chụp cắt lớp CT đã làm dấy lên mối lo ngại về ảnh hưởng mà bức xạ CT để lại trên cơ thể bệnh nhân, đặc biệt là những bệnh nhân tiến hành chụp CT nhiều lần Đây chính là mối bận tâm lớn cho các nhà khoa học, kỹ thuật viên và các bác sĩ khi phải cân nhắc giữa lợi ích điều trị lâm sàng với những hậu quả mà bệnh nhân có thể gánh chịu qua mỗi lần chụp Theo tính toán, trung bình máy CT tạo ra mức phóng xạ gấp 200 lần so với chụp X quang thông thường [34] Theo các kết quả nghiên cứu sơ bộ đã được báo cáo tại Hội nghị thường niên của NCRP (National Council on Radiation Protection & Measurements) ở Arlington, Virginia, Hoa Kỳ do Mettler thực hiện vào ngày 19/04/2007, số ca chụp CT ở Mỹ đã tăng từ 18,3 triệu trong năm 1993 tới 62 triệu

ca trong năm 2006 Cũng theo báo cáo này, liều bức xạ do CT mang lại chiếm 45% tổng số liều bức xạ y tế mà dân số Mỹ phải nhận, mặc dù CT chỉ chiếm 12% tổng số các thủ tục bức xạ y tế [8] Hay một khảo sát được tiến hành vào những năm 1990 tại Đức cho thấy, trong khi số lượng ca chẩn đoán dùng CT chỉ chiếm 4% các chẩn đoán X-quang, thì phần đóng góp của nó vào liều hiệu dụng chung chiếm đến 35% [26, tr.2-3] Liều bức xạ cao nhận được từ các ca chụp CT gây ảnh hưởng lớn đến sức khỏe bệnh nhân và góp một phần vào tỉ lệ tăng số ca mắc ung thư hàng năm Điều này đòi hỏi các cơ quan chức năng, các cơ quan chuyên môn phải đưa ra những khuyến cáo và ban hành các tiêu chẩn an toàn bức xạ quốc tế cho chụp ảnh

Trong nghiên cứu [36] “Một số vấn đề trong công tác liên kết đặt máy chụp

CT - Scanner tại một số bệnh viện ở phía Bắc của một công ty cổ phần cho thuê thiết bị y tế Việt Nam” thực hiện năm 2010 được tiến hành tại 3 bệnh viện tuyến tỉnh (Hưng Yên, Thái Nguyên, Bắc Kạn) của Vũ Xuân Phú, Tạp chí Y học thực hành của Bộ Y tế vào tháng 3/2012 đã nêu ra hai vấn đề về thực trạng chụp CT ở Việt Nam:

- Có sự khoán chụp CT giữa bệnh viện với công ty cung cấp thiết bị

- Tỉ lệ phát hiện bệnh dựa vào các máy CT tại những bệnh viện này không cao

Như vậy, có thể thấy rằng hiểu biết chung của người dân Việt Nam về chụp

CT và tác hại của bức xạ CT đối với sức khỏe con người còn rất thấp Đại bộ phận người dân Việt còn cho rằng đây là một phương pháp chẩn đoán chính xác và cần thiết, phát hiện được tất cả các bệnh, vì vậy họ luôn mang tâm lý “yên tâm” hơn khi được tiến hành kiểm tra CT Thậm chí một số trường hợp để yên tâm hơn họ đến các cơ sở y tế khác nhau để kiểm tra CT mà không hề trình báo kết quả CT trước

đó Bên cạnh đó, kiến thức về an toàn bức xạ của các kỹ thuật viên còn hạn chế, các bác sĩ chưa thực hiện vai trò tham vấn cho bệnh nhân về những rủi ro có thể mắc phải khi chụp CT, thậm chí bỏ qua việc đánh giá tác động của chụp CT đối với bệnh nhân vì nhằm mục đích muốn có kết quả nhanh nhất

Tóm lại, phương pháp chụp CT là một phương pháp đem lại nhiều lợi ích trong chẩn đoán hình ảnh cũng như trong điều trị bệnh đang được sử dụng phổ biến trên thế giới và ở Việt Nam Bên cạnh việc ứng dụng ngày càng nhiều kỹ thuật CT vào chẩn đoán và điều trị bệnh tại các bệnh viện trên khắp thế giới, ảnh hưởng của liều lượng bức xạ từ CT đến sức khỏe của bệnh nhân cũng được các nhà khoa học trên thế giới hết sức quan tâm

Trên thế giới, một số nghiên cứu về lĩnh vực này đã được thực hiện để chỉ ra rằng có mối quan hệ giữa liều bức xạ với các nguy cơ bị ung thư ở các bệnh nhân chiếu xạ Các nghiên cứu cũng đã đưa ra được các phương pháp tính toán cụ thể liều lượng bức xạ mà bệnh nhân nhận được cho mỗi lần chụp CT và đưa ra những

khuyến cáo cho các bệnh nhân khi chụp CT nhằm đảm bảo đem lại lợi ích cao nhất: Ferreira và cộng sự đã tiến hành đánh giá ảnh hưởng của phổ tia X lên liều hấp thụ trên các cơ quan bằng chương trình EGSnrc/BEAM dựa trên thuật toán mô phỏng Monte Carlo, kết quả được so sánh với kết quả tính toán từ bốn chương trình bán thực nghiệm Xcomp5r, X-raytbc, X-rayb&m và Srs-78 [17]; Colagrande, Origgi và các cộng sự đã đánh giá liều bệnh nhân và mức độ rủi ro có thể nhận được trong

chụp ảnh CT trên đối tượng bệnh nhân là người trưởng thành và trẻ em [12]; Zhang

và Di đã tiến hành đánh giá việc giảm liều bệnh nhân đồng thời đảm bảo chất lượng hình ảnh trong chụp CT [32] Ngoài ra, một số đề tài khác đã thiết lập lên các phương pháp có thể được sử dụng để xác định liều đồng thời, hoặc mô phỏng tính toán liều hiệu dụng bằng cách sử dụng thuật toán Monte Carlo với hình học CBCT chi tiết (Ding & Munro, 2011 [15] và Ding & Coffey, 2009 [14]) hoặc bằng cách sử dụng các phantom để có được các dữ liệu thực nghiệm (Hyer, 2010 [21] và Kan,

2008 [24]) Kan, (2008) đã sử dụng một phantom phiên bản 1.3 của Varian OBI để thực hiện một nghiên cứu toàn diện xác định liều hiệu dụng trên 26 cơ quan trong

cơ thể Các phép đo được thực hiện tại ba vùng quét khác nhau: đầu, ngực và xương chậu Feng, (2011) [16] đã sử dụng code BEAMnrc và DOSXYZnrc để mô phỏng

và đo liều CBCT từ phiên bản mới 1.4 Varian OBI-CBCT, nghiên cứu này chỉ ra những ảnh hưởng của các thông số quét lên liều hiệu dụng mà bệnh nhân nhận được khi sử dụng phương pháp Monte Carlo tính toán trên phantom RANDO đầu

Hiện nay, tại Việt Nam, cũng đã có một số nghiên cứu của các tác giả khác trong lĩnh vực này Tác giả Đinh Thị Thu Ngân đã sử dụng hai phương pháp tính liều hiệu dụng thông qua DLP và sử dụng chương trình CT Dosimetry để đánh giá liều hiệu dụng trong CT đồng thời tiến hành so sánh với các kết quả trên thế giới nhằm đưa ra những đánh giá về liều hiệu dụng bệnh nhân nhận được trong chụp CT tại Việt Nam [5]; Với phương pháp tính liều chiếu trong MIRD và phương trình tính liều OLINDA tác giả Nguyễn Tấn Châu đã tính toán liều chiếu trong trên ba bệnh nhân, kết quả thu được cho thấy CT đóng góp 10mSv và PET đóng góp 3,4mSv vào liều hiệu dụng toàn thân trung bình trên bệnh nhân [1]; Ngoài ra một số

nghiên cứu liên quan đến tính toán che chắn phòng chụp CT như đề tài “Tính toán

che chắn an toàn bức xạ cho phòng chụp CT” của tác giả Bùi Thị Hải [3]…

Trước tình hình này, tác giả chọn đề tài “Nghiên cứu đánh giá liều trong chẩn đoán CT bằng mô phỏng Monte Carlo” với mục đích kế thừa những bước phát triển

và thành tựu mà các nhà khoa học trên thế giới đã đạt được khi nghiên cứu về các vấn đề liên quan đến liều lượng trong chụp CT, trên cơ sở đó có những đánh giá cụ thể về liều lượng bức xạ CT và ảnh hưởng của các yếu tố lên liều bức xạ trong chụp

CT cho hệ máy CT tại bệnh viện Đa khoa Đồng Nai

1.4 Nguyên lý của kỹ thuật chụp cắt lớp CT

Máy chụp cắt lớp CT là một thiết bị tạo ảnh số, công cụ cao cấp trong hệ thống kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh y học CT thu thập dữ liệu nhằm tạo ra hình ảnh các lớp cắt thuộc nhiều bộ phận khác nhau của cơ thể Kỹ thuật này sử dụng nguồn bức xạ tia X và các thuộc tính của nó khi đi qua các bộ phận khác nhau trên cơ thể

có độ hấp thụ khác nhau Máy hoạt động trên nguyên lý sau:

Theo tính chất hấp thụ tia X của vật chất, bức xạ tia X có cường độ I0, phát ra

từ đầu bóng CT, khi chiếu vào người bệnh nhân theo trục dọc cơ thể một phần năng lượng tia X sẽ bỏ lại trên cơ thể bệnh nhân Do đó, chùm tia X thoát ra khỏi cơ thể

sẽ bị suy giảm về cường độ theo quy luật hàm mũ   -μd

0

hệ số suy giảm tuyến tính trung bình của các cơ quan tổ chức mô mà chùm tia X xuyên qua, và d là bề dày của bệnh nhân dọc theo chùm tia X đó Phần tia X sau khi

bị suy giảm khi đi qua người bệnh nhân sẽ được ghi nhận lại nhờ hệ thống các đầu

dò đặt đối diện với đầu bóng phát tia X trên khoang máy Đầu bóng tia X và đầu dò cùng thực hiện một vòng quay 360o quanh cơ thể bệnh nhân để ghi nhận dữ liệu ở các góc chiếu khác nhau Bằng cách ghi nhận dữ liệu suy giảm của chùm tia X ở nhiều góc khác nhau quanh bệnh nhân ta sẽ thu được một bộ dữ liệu thô, gọi là sinogram Dữ liệu thô sau đó sẽ được xử lý để tạo ra hình ảnh CT nhờ các thuật toán tái tạo ảnh CT như phương pháp chiếu ngược có lọc FBP (Filtered BackProjection), hay phương pháp vòng lặp (Iterative reconstruction) Kết thúc quá trình, trên màn

hình xuất hiện hình ảnh của một lát cắt ngang cơ thể bệnh nhân với độ tương phản

và độ phân giải vị trí cao Kết hợp với quá trình dịch chuyển của bàn bệnh nhân sẽ cho ra hình ảnh của nhiều lát cắt tại các vị trí khác nhau trên cơ thể bệnh nhân Từ

đó tổng hợp lên hình ảnh hoàn chỉnh và chi tiết của cơ quan quét

1.5 Cấu tạo máy CT và nguyên lý phát tia X

1.5.1 Cấu tạo máy CT

Một máy CT thông thường gồm các bộ phận sau:

- Giàn quay (Gantry) là nơi chứa đầu bóng tia X, bộ chuẩn trực, hệ thống detector

- Bàn bệnh nhân dùng để định vị bệnh nhân, di chuyển cơ thể bệnh nhân ra vào vùng quét Trong quá trình quét, bàn bệnh nhân có thể di chuyển dọc theo cơ thể bệnh nhân theo một tốc độ nhất định cho phép máy quét ghi hình bệnh nhân tại các vị trí khác nhau dọc trục cơ thể

- Hệ thống máy tính giúp điều khiển toàn bộ hoạt động của máy đồng thời xử lý cho ra các hình ảnh chi tiết, chính xác về các vùng cơ thể được chụp

- Bàn điều khiển là nơi thao tác của các bác sĩ, các kỹ thuật viên

- Hệ thống tạo và điều khiển cao thế

- Máy chụp phim

Trong phần này, chúng tôi chỉ tập trung giới thiệu cấu tạo của đầu bóng tia X,

bộ chuẩn trực và bộ lọc chùm tia Đây là những bộ phận chính tạo ra chùm photon tia X và quyết định đến chất lượng của chùm tia X dùng trong chụp ảnh CT

1.5.1.1 Đầu bóng tia X

Đầu bóng tia X là bộ phận quan trọng nhất trong máy CT, là nguồn phát photon tia X liên tục sử dụng trong chụp ảnh CT Các thành phần cơ bản của hệ đầu bóng tia X gồm sợi dây âm cực (Cathode) và bia dương cực (Anode) được đặt trong một ống thủy tinh Borosilicate có khả năng cách nhiệt và cách điện tốt Độ dày của ống thủy tinh thường từ 1 tới 2 mm Môi trường bên trong ống là môi trường chân

không để hạn chế những ảnh hưởng lên quá trình chuyển động của electron từ cathode đến anode và tạo ra photon tia X

Hình 1.6 Sơ đồ cấu tạo đầu bóng tia X

Hai đầu dây cáp Bóng thủy tinh Vùng co giãn

Hình1.7 Cấu trúc cathode của đầu bóng tia X [10]

Chùm electron phát ra từ cathode được gia tốc đến đập vào anode là chùm phân kỳ với diện tích rộng, điều này sẽ làm mờ hình ảnh CT Do đó, cần thiết sử dụng chén hội tụ còn được gọi là điện cực Wehnelt (hình 1.7) nhằm hội tụ chùm electron thẳng đến anode Điện cực này được đặt cùng giá trị điện thế với tim đèn

và điện trường mà nó sinh ra có tác dụng làm thay đổi các đường đẳng thế của điện trường, giới hạn sự mở rộng chùm electron khiến chùm electron hội tụ lại trên một điểm trên anode (focal spot) làm tăng độ nét của hình ảnh CT Nếu điện cực Wehnelt được thêm vào một điện thế âm chênh lệch điện thế với tim đèn thì tác dụng càng rõ rệt, kích thước bề rộng vết tiêu càng nhỏ

b Dương cực (Anode)

Anode là nơi các photon tia X được tạo ra, nó là một bia hứng electron bằng kim loại có cấu trúc cứng và mật độ phân tử cao nối với điện cực dương Anode giúp chuyển năng lượng electron thành bức xạ tia X (1% năng lượng electron) và làm tiêu tán lượng nhiệt (99% năng lượng electron) tạo ra trong quá trình phát tia X

Chén hội tụ

Sợi Wolfram với vết tiêu nhỏ

Sợi Wolfram với vết tiêu lớn Chén hội tụ

Dòng qua sợi đốt

Do đó, Wolfram (Z=74) được lựa chọn làm vật liệu anode vì nó có bậc số nguyên tử lớn, khả năng chịu nhiệt cao và khả năng bay hơi thấp

Ngày nay, trong các đầu bóng tia X, người ta thường sử dụng loại anode quay nhằm thay đổi liên tục điểm tiếp xúc giữa chùm electron và anode giúp giảm lượng nhiệt tỏa ra đồng thời tiêu tán lượng nhiệt sinh ra trong quá trình phát tia làm tăng công suất bóng, tuổi thọ của anode và khiến anode mòn đều không ảnh hưởng đến góc phát chùm tia

Hình 1.8 Anode quay dùng trong đầu bóng tia X của máy CT

Các anode quay dạng đĩa có gờ vát nghiêng một góc  dùng để hướng tia X ló

ra phía biên của ống phát Góc vát càng nhỏ, độ phân giải không gian càng lớn nhưng lại làm giảm diện tích hiệu dụng của tiêu điểm và giảm diện tích bao phủ của vùng tia X phát xạ Anode thường có góc vát từ 7-15o Kích thước của đĩa anode nằm trong khoảng từ 5 đến 12,5 cm, kích thước này quyết định khả năng chịu nhiệt của anode [10]

Anode quay Wolfram được sản xuất trên cơ sở chuẩn luyện kim bột Hạn chế của công nghệ này là khả năng mài mòn bề mặt do sự nén cơ nhiệt cao Hiệu ứng này dẫn đến sụt giảm nhanh chóng cường độ tia X và gây lên hiệu ứng mặt nghiêng

Ở đây, một phần bức xạ trong những lớp sâu hơn của anode bị hấp thụ trước khi rời khỏi anode Thêm vào đó là sự biến dạng cơ học xảy ra có thể phá hủy anode Để

Chiều dài vết tiêu thực, L

Diện tích

vành tiêu điểm

Anode quay

Chùm electron được gia tốc

Bề rộng vết tiêu, w

Chiều dài vết tiêu hiệu dụng Góc nghiêng

anode, 

khắc phục tình trạng này hợp kim của Wolfram và Reni được sử dụng làm vật liệu

bề mặt anode cho phép tăng tuổi thọ của đầu bóng tia X Công nghệ nâng cao dựa trên nguyên liệu hỗn hợp Reni - Wolfram - Molybdenum (RTM) Anode RTM là loại anode có bề mặt là lớp hợp kim Reni - Wolfram dày khoảng 1,3 mm, tiếp theo lớp Molybdenum dày 5-11 mm (một số hãng sản xuất sử dụng Graphit thay cho Molybdenum) Hợp kim Reni - Wolfram thường có tỉ lệ khối lượng tùy thuộc vào mỗi hãng sản xuất, thường là W-Re 3%, W-Re 5%, W-Re 25%, W-Re 26% [28] Không phải toàn bộ anode đều tham gia vào việc tạo ra tia X mà photon tia X chỉ được tạo ra ở một vùng rất nhỏ trên anode Vùng này được gọi là vết tiêu (focal spot) có kích thước xác định bởi kích thước chùm electron từ cathode Từ đó xuất hiện các khái niệm vành tiêu điểm, vùng tiêu điểm thực và vùng tiêu điểm hiệu dụng

Diện tích vành tiêu điểm dùng mô tả phần diện tích nghiêng trên bia anode va chạm với chùm electron

Vùng tiêu điểm thực là vùng hình chữ nhật trên mặt vát anode mà chùm electron bắn phá, kích thước vùng này phụ thuộc vào độ dài của sợi đốt và độ rộng của chén hội tụ trên cathode Kích thước vết tiêu thực được quyết định bởi ba yếu tố: kích thước và hình dạng sợi tóc (filament), kích thước hình dạng của chén hội tụ, góc nghiêng anode

Vùng tiêu điểm thực chỉ mang ý nghĩa hình học, chúng ta quan tâm nhiều hơn đến vùng tiêu điểm hiệu dụng Độ rộng vùng tiêu điểm hiệu dụng chính bằng độ rộng của chùm điện tử và độ rộng vùng tiêu điểm thực Độ dài vùng tiêu điểm hiệu dụng phụ thuộc vào góc vát anode  và độ dài vùng tiêu điểm thực, được tính theo công thức sau:

a = A × sin

b = B

Hình 1.9 Vùng tiêu điểm thực và tiêu điểm hiệu dụng

Trong đó, A, B và a, b lần lượt là độ dài, độ rộng của vùng tiêu điểm thực và vùng tiêu điểm hiệu dụng,  là góc vát anode Hình chiếu của vết tiêu thực lên mặt phẳng hứng tia gọi là vết tiêu hiệu dụng Kích thước vết tiêu hiệu dụng là nhân tố quan trọng quyết định độ rõ nét của phim, kích thước càng nhỏ thì ảnh càng rõ nét Với cùng kích thước vết tiêu thực, góc nghiêng anode càng nhỏ, kích thước vết tiêu hiệu dụng càng nhỏ dẫn đến độ phân giải không gian tốt Tuy nhiên, góc nghiêng nhỏ lại giới hạn kích thước chùm tia X hiệu dụng nên trường bao phủ chùm tia bị thu hẹp ở đầu phát tia Góc nghiêng anode cũng ảnh hưởng đến diện tích bao phủ của chùm bức xạ Khi giảm góc nghiêng thì diện tích bao phủ chùm tia cũng giảm

Vì anode được bố trí nghiêng góc nên cường độ chùm tia X phát ra dọc theo trục ống tia X sẽ khác nhau, tức là có sự phân bố không đồng đều dọc theo hướng song song với trục Cathode – Anode Ảnh hưởng này được gọi là hiệu ứng chân (Heel effect) Sự khác nhau này là do bia anode hấp thụ chính photon mà nó phát ra [10] Quan sát trong hình 1.10 ta thấy các photon được giải phóng ra từ một điểm nằm bên trong bia anode

Chùm electron

Hình 1.10 Hiệu ứng chân

Từ hình vẽ ta thấy các photon phát ra nằm phía gần cathode có đường đi bên trong bia anode ngắn hơn các photon nằm ở phía chứa anode Quãng đường đi trong bia dài hơn khiến các photon này có khả năng bị hấp thụ cao hơn Đó là lí do cường

độ chùm tia X ở phía gần cathode mạnh hơn cường độ chùm tia X nằm phía anode

1.5.1.2 Bộ chuẩn trực (Collimator)

Chùm tia X đi ra từ ống phát là chùm tia phân kỳ do đó khi đến cơ thể bệnh nhân mức độ phủ của chùm tia sẽ lớn hơn giá trị cần thiết cho việc ghi nhận hình ảnh (FOV – field of view) Điều này dẫn đến 2 vấn đề: thứ nhất là tăng liều chiếu trên người bệnh không cần thiết, thứ hai là làm tăng ảnh hưởng photon tia X tán xạ Compton lên phim làm giảm chất lượng hình ảnh CT [10] Để khắc phục tình trạng này người ta đưa vào sử dụng hệ chuẩn trực chùm tia (Collimator) Trong máy CT

có hai bộ chuẩn trực: bộ chuẩn trực đầu và bộ chuẩn trực cuối

Bộ chuẩn trực đầu được đặt giữa đầu bóng tia X và bệnh nhân giúp thu hẹp bề rộng chùm tia X tới bệnh nhân như hình 1.11 Đối với các máy CT đơn lát cắt, bộ chuẩn trực đầu không chỉ làm giảm liều cho bệnh nhân mà còn xác định bề dày lát

cắt Do giới hạn về mặt hình học, chùm tia X sau khi đi qua bộ chuẩn trực đầu xuất hiện hai vùng: vùng tối và vùng nửa tối Trong vùng tối, thông lượng photon tia X tương đối đồng đều

Vùng nửa tối là vùng thông lượng chùm tia không đồng nhất Đối với máy CT đơn lát cắt, độ dày lát cắt được xác định bởi FWHM và FWTM của toàn bộ vùng tối

và vùng nửa tối Trong máy đa lát cắt chỉ có các tia X trong vùng tối được sử dụng

để tạo ảnh CT, các tia X trong vùng nửa tối góp phần tăng liều không mong muốn trên bệnh nhân Do đó để giảm liều hiệu dụng cần hạn chế các photon tia X không hữu ích này

Hình 1.11 Hệ chuẩn trực chùm tia với vùng tối và vùng nửa tối

Do hạn chế về mặt hình học, bộ chuẩn trực đầu rất khó để tạo ra một lát cắt với bề dày rất mỏng nên người ta sử dụng thêm bộ chuẩn trực cuối để giới hạn chùm tia đi vào đầu dò Bộ chuẩn trực cuối này được đặt giữa bệnh nhân và hệ đầu

dò giúp tập trung các tia X từ nguồn phát vào đầu dò, loại bỏ các photon tia X do tán xạ, xác định bề dày của từng lát cắt riêng rẽ và đảm bảo chất lượng hình ảnh CT

1.5.1.3 Bộ lọc chùm tia (Filter)

Chùm photon tia X phát ra từ đầu bóng có phổ tia X rộng gồm cả các tia X mềm (tia X năng lượng thấp) Các photon năng lượng thấp chủ yếu hấp thụ bởi bệnh nhân, đóng góp rất ít cho các tín hiệu được phát hiện bởi hệ đầu dò Vì vậy, loại bỏ các photon này là việc làm cần thiết nhằm giảm liều cho bệnh nhân Để đạt được mục tiêu này, hầu hết máy CT của tất cả các hãng sản xuất đều sử dụng thêm các bộ lọc để cải thiện chất lượng chùm tia Phổ biến nhất là bộ lọc phẳng và bộ lọc hình nơ (Bow-tie)

Các bộ lọc phẳng thường làm bằng đồng hoặc nhôm được đặt giữa nguồn tia

X và bệnh nhân giúp điều chỉnh phổ tia X đồng nhất trên toàn bộ trường quét FOV

Bộ lọc phẳng giúp cân bằng hiệu suất giữa việc giảm liều cho bệnh nhân và độ tương phản thấp trên hình ảnh ghi nhận

Hình 1.12 Sơ đồ bộ lọc bow-tie và bộ lọc phẳng

Mặt cắt ngang của bệnh nhân chủ yếu là hình bầu dục, do đó một số nhà sản xuất sử dụng thêm bộ lọc bow-tie nhằm thay đổi cường độ chùm tia tập trung tại vùng trung tâm trường quét để tiếp tục giảm liều cho bệnh nhân Bộ lọc này giúp giảm liều da cho bệnh nhân đồng thời giảm phạm vi hoạt động của các hệ thống thu thập dữ liệu và cải thiện độ đồng nhất tỉ lệ nhiễu Bộ lọc có độ dày tăng nhanh từ

trung tâm ra rìa ngoài để bù đắp sự khác nhau của biến chiều dài từ nguồn đến các

vị trí khác nhau trên mặt cắt dọc bệnh nhân trong trường quét làm giảm đáng kể liều

da Với mỗi kích cỡ cơ quan quét sẽ có các bộ lọc bow-tie phù hợp riêng

1.5.2 Nguyên lý phát tia X

Khi một chùm electron được gia tốc đạt vận tốc khá lớn đến đập vào bia anode bằng Wolfram làm phát ra các photon tia X Có hai dạng tương tác chính tạo ra photon tia X Dạng thứ nhất là các electron đến tương tác với lớp vỏ electron của nguyên tử vật liệu bia kích thích sự chuyển mức năng lượng kèm theo phát ra các photon tia X đặc trưng Dạng thứ hai là các electron đi vào nguyên tử dưới tác dụng của trường thế Coulomb, các electron này bị giảm tốc và phát ra các photon bức xạ hãm

Hình 1.13 Tương tác của electron tạo photon tia X 1.5.2.1 Bức xạ hãm

Khi các electron mang năng lượng đi qua vật liệu có nguyên tử số (Z) lớn bị làm lệch hướng dưới tác dụng của trường thế Coulomb của hạt nhân mang điện tích dương Theo thuyết điện động lực học, các hạt mang điện khi tăng tốc hay giảm tốc

sẽ phát ra bức xạ với năng lượng tỉ lệ với bình phương gia tốc Bức xạ phát ra có phổ liên tục trên một dải rộng với sự phân bố cường độ phụ thuộc vào năng lượng electron tới Bức xạ này được gọi là bức xạ hãm (Bremsstrahlung)

Một electron chuyển động trước khi dừng lại có thể phát ra nhiều photon, năng lượng phát ra phụ thuộc vào khoảng cách tương tác giữa electron và hạt nhân, năng lượng giảm khi tăng khoảng cách Photon với năng lượng cực đại được tạo ra khi electron mất hết động năng trong một quá trình tương tác duy nhất Trường hợp này xảy ra khi electron tiến tới rất gần với hạt nhân, va chạm với hạt nhân và đánh mất tất cả động năng của mình Photon phát ra có năng lượng chính bằng động năng của electron [10]

Xác suất để electron va chạm trực diện với hạt nhân cực kỳ hiếm, vì ở thang

đo nguyên tử, trong một nguyên tử vùng không gian trống chiếm phần lớn mà tiết diện hạt nhân thì cực nhỏ Do đó, tia X năng lượng thấp được tạo ra là chủ yếu và số lượng tia X năng lượng cao giảm gần như tuyến tính với giá trị năng lượng của electron tới

Phổ bức xạ hãm mô tả sự phân bố chùm photon tia X là một hàm của năng lượng Phổ bức xạ hãm khi chưa qua bộ phận lọc tia có dạng dốc theo mối quan hệ giữa số lượng và năng lượng tia X tạo ra, năng lượng cực đại được quyết định bởi giá trị điện áp đỉnh (kVp) đặt vào ống tia X Khi có bộ lọc tia thì các tia X năng lượng thấp bị hấp thụ, do đó phổ tia X lúc này có dạng như hình 1.14

Nhân tố chính ảnh hưởng đến việc phát xạ tia X bao gồm: số nguyên tử của vật liệu bia và động năng của chùm electron tới (quy định bởi điện thế gia tốc) Tỷ

số gần đúng của năng lượng mất đi do việc phát bức xạ hãm và năng lượng mất đi trong các va chạm là:[10]

Hình 1.14 Sự phân bố năng lượng bức xạ hãm ở giá trị điện áp đỉnh 90 kVp

Khi năng lượng của electron tăng thì hiệu suất phát tia cũng tăng

Điện tử sau khi vượt qua hiệu điện thế U sẽ có năng lượng eU Khi va chạm với nguyên tử, một phần năng lượng bức xạ ra dưới dạng photon, phần còn lại truyền cho nguyên tử, chủ yếu biến thành nhiệt năng

1.5.2.2 Bức xạ đặc trưng

Nếu tăng điện áp gia tốc U đến một giá trị tới hạn nào đó thì trên phông của phổ liên tục sẽ xuất hiện bức xạ có vạch đỉnh nhọn Tần số của vạch đỉnh nhọn đó chỉ phụ thuộc vào điện áp gia tốc U và hoàn toàn đặc trưng cho vật liệu làm anode Bức xạ này được gọi là bức xạ đặc trưng vì năng lượng của nó đặc trưng cho lớp electron trong nguyên tử

Cơ chế tạo ra phổ tia X đặc trưng có thể được hình dung như sau: trong số các electron đập vào anode bị hãm lại, những electron năng lượng lớn có thể xuyên sâu vào bên trong nguyên tử, va chạm với electron ở lớp trong cùng làm electron này bật ra khỏi nguyên tử Chỗ trống mà electron để lại bị các electron ở lớp cao hơn xuống chiếm chỗ Quá trình chiếm chỗ diễn ra liên tiếp nhau kèm theo phát bức xạ photon ℎ𝑣

Trường hợp lớp K bị đánh bật đi 1 electron để lại một chỗ trống, lập tức từ các lớp bên ngoài L, M, N electron sẽ chuyển xuống chiếm chỗ làm xuất hiện các vạch phổ K, K, K Tương tự như vậy sự dịch chuyển của các electron lớp M, N, O xuống lớp L phát xạ các vạch phổ L, L, L hay khi electron lớp ngoài chuyển xuống chỗ trống ở lớp M cho các vạch phổ M, M, M

Để xác định bước sóng tia X đặc trưng, ta vận dụng biểu thức năng lượng liên kết của điện tử trong nguyên tử phức tạp (Z>1) Vì chỉ có nguyên tử phức tạp mới cho phổ tia X (tức là chỉ có các nguyên tử với Z lớn) [2].

Biểu thức trên gọi là định luật Moseley, công thức này đúng với các nguyên tử

có nguyên tử số Z > 30 (tức là những nguyên tố từ trung bình đến các nguyên tố

nặng) Mỗi dãy phổ đều có vạch đầu và vạch cuối gọi là vạch ranh giới Vạch đầu là

K, L, M, vạch cuối là K, L, M (hình 1.15)

Bức xạ đặc trưng cần thiết trong chẩn đoán CT là bức xạ phát ra do sự dịch chuyển electron từ các lớp L, M, N (thậm chí electron ở bên ngoài nguyên tử) về lấp đầy lỗ trống ở lớp K Nếu gọi chỉ số  biểu thị lớp vỏ kề cận lớp K, và  là lớp

vỏ không kề cận và các dịch chuyển tương ứng là K và K thì tia X ứng với Kmang năng lượng lớn hơn Đối với mỗi lớp vỏ, những vạch năng lượng rời rạc của các lớp vỏ con là kết quả của sự tách năng lượng tinh tế của tia X đặc trưng Đối với Wolfram, có 3 vạch nổi bật trên nền phổ liên tục là K1, K2, K1 như trong hình 1.15

Hình 1.15 Các vạch phổ ứng với các chuyển dời electron trong nguyên tử [2]

Những vạch bức xạ đặc trưng không phát ra bởi sự dịch chuyển về lớp K thì không quan trọng trong chụp CT vì chúng gần như bị suy giảm khi đi qua cửa sổ ống phát tia và bộ lọc Bảng 1.1 liệt kê các giá trị năng lượng liên kết của các