Vai trò của máy tính trong chuẩn đoán hình ảnh y học hạt nhân của máy SPECT

MỞ ĐẦU [\ Trong lĩnh vực y học hạt nhân YHHN, dựa vào cơ sở vật lý quá trình tương tác bức xạ với vật chất của bức xạ gamma, các nhà khoa học đã nghiên cứu và phát triển thành công một c

BỘ MÔN VẬT LÝ HẠT NHÂN

- -

Đềtài:

KHÓA LUẬN TỐT NGHIỆP

VAI TRÒ CỦA MÁY TÍNH TRONG CHẨN ĐOÁN HÌNH ẢNH Y HỌC HẠT NHÂN CỦA

MÁY SPECT

HỒ THỊ MỘNG THU

-

TP HỒ CHÍ MINH - 2015

MỤC LỤC

Đề mục Trang

Danh mục các từ viết tắt trong khoá luận - vi

Danh mục các hình vẽ, đồ thị - viii

Danh mục bảng biểu - xii

MỞ ĐẦU 1

Chương 1 MÁY GHI HÌNH CẮT LỚP SPECT TRONG CHẨN ĐOÁN HÌNH ẢNH Y HỌC HẠT NHÂN 1.1 Tổng quát về máy SPECT 3

1.2 Cấu tạo và nguyên tắc hoạt động của máy SPECT 4

1.2.1 Cấu tạo 4

1.2.2 Nguyên tắc hoạt động 5

1.3 Nguyên tắc ghi hình 6

1.3.1 Ghi hình 2-D 6

1.3.2 Ghi hình cắt lớp (3D) 7

1.3.3 Các loại ảnh thu được trong ghi hình máy SPECT 10

1.3.3.1 Ảnh Phẳng (Plarnar): ghi ảnh 2-D 10

1.3.3.2 Ảnh cắt lớp (SPECT): ghi ảnh 3-D 10

1.4 Hệ thống camera nhấp nháy ghi nhận dữ liệu 10

1.4.1 Sơ lược về camera nhấp nháy 10

1.4.2 Cấu tạo 10

1.4.2.1 Đầu dò 10

1.4.2.2 Collimator (ống chuẩn trực) 11

1.4.2.3 Khối tinh thể nhấp nháy 14

1.4.2.4 Ống dẫn sáng 17

1.4.2.5 Ống nhân quang điện 17

1.4.3 Các kỹ thuật xác định toạ độ 18

1.4.3.1 Nguyên tắc xác định năng lượng của bức xạ 18

1.4.3.2 Cách xác định toạ độ 19ï 1.4.4 Các tính năng của camera nhấp nháy 21

1.4.4.1 Trường nhìn (FOV) 21

1.4.4.2 Độ phân giải năng lượng 21

1.4.4.3 Độ phân giải không gian 22

1.4.4.4 Độ phân giải thời gian 23

1.4.4.5 Độ nhạy 23

1.4.4.6 Độ tuyến tính không gian 24

1.4.4.7 Độ đồng đều 25

1.5 Dược chất phóng xạ 27

1.5.1 Các yêu cầu của dược chất phóng xạ 27

1.5.1.1 Các yêu cầu của dược chất 27

1.5.1.2 Các yêu cầu của đồng vị phóng xạ 28

1.5.2 Các dược chất phóng xạ dùng trong YHHN 28

1.5.3 Dược chất phóng xạ dùng trong ghi hình máy SPECT 29

1.5.4 Sản xuất đồng vị Tc-99m sử dụng trong máy ghi hình SPECT 30

1.6 Các tính năng của hệ ghi ảnh SPECT 31

Chương 2 XỬ LÝ DỮ LIỆU ẢNH BẰNG MÁY TÍNH TRONG HỆ THỐNG MÁY SPECT 2.1 Sơ lược về máy tính dùng trong chẩn đoán YHHN 33

2.1.1 Nhiệm vụ của máy tính trong chẩn đoán YHHN 33

2.1.2 Yêu cầu đối với máy tính trong chẩn đoán YHHN 35

2.2 Các thành phần máy tính dùng trong chẩn đoán YHHN 36

2.2.1 Phần cứng 37

2.2.2 Phần mềm 38

2.3 Hệ thống lưu trữ và trao đổi ảnh trong bệnh viện (PACS) 40

2.4 Ảnh số 42

2.4.1 Giới thiệu 42

2.4.2 Các yếu tố ảnh hưởng đến chất lượng ảnh 45

2.5 Các chế độ ghi ảnh 45

2.5.1 Chế độ ghi khung 46

2.5.1.1 Ghi ảnh tĩnh 47

2.5.1.2 Ghi ảnh động 48

2.5.1.3 Đồng bộ có cổng 48

2.5.2 Chế độ ghi tuần tự 51

2.6 Xử lý ảnh 52

2.6.1 Lọc ảnh 52

2.6.1.1 Các phép toán trên ảnh 53

2.6.1.2 Phép phân tích Fourrier 56

2.6.1.3 Tích chập (convolution) 58

2.6.2 Làm trơn ảnh 58

2.6.2.1 Làm trơn theo không gian 59

2.6.2.2 Làm trơn theo thời gian 60

2.6.3 Làm nổi bậc độ tương phản theo mức độ sáng tối 60

2.6.4 Làm nổi bậc độ tương phản theo màu sắc 62

2.6.5 Phóng đại ảnh 63

2.6.5.1 Phóng đại ảnh đơn giản 63

2.6.5.2 Phóng đại ảnh có nội suy 64

2.7 Phân tích dữ liệu 65

2.7.1 Lựa chọn vùng quan tâm (Region of Interest, ROI) 65

2.7.2 Đường cong hoạt độ 67

2.7.2.1 Đường cong hoạt độ theo thời gian (time-activity curve, TAC) 67

2.7.2.2 Đường cong hoạt độ theo không gian 68

2.8 Các phương pháp tái tạo ảnh của ảnh cắt lớp 68

2.8.1 Giới thiệu 68

2.8.2 Dữ liệu thu được khi gamma camera quay 69

2.8.3 Phương pháp tái tạo giải tích 71

2.8.3.1 Phương pháp chiếu ngược đơn giản 71

2.8.3.2 Phương pháp chiếu ngược có lọc 73

2.8.4 Phương pháp tái tạo lặp 75

2.8.4.1 Thuật toán gradient và CG 79

2.8.4.2 Thuật toán MLEM 82

2.8.4.3 Thuật toán cực trị hậu nghiệm (Maximum A Posteriori, MAP) 83

2.9 Kỹ thuật hiển thị ảnh SPECT 84

2.9.1 Ảnh cắt lớp theo các trục khác nhau 85

2.9.2 Ảnh bề mặt 85

2.9.3 Ảnh tham số hay ảnh chức năng 86

KẾT LUẬN 87

TÀI LIỆU THAM KHẢO 89

Danh mục các từ viết tắt trong khoá luận

A/G: Accelerator/Generator

ADC: Analog To Digital Converter

ALU: Arithmetic/Logic Unit

AOR: Axis Of Rotation

CG: Conjugate Gradient

CLUT: Colour Look-Up Table

COR: Center Of Rotation

CPU: Central Prosessing Unit

CRT: Cathode Ray Tube

CU: Control Unit

E: Expectation

FBP: Filting Backprojection Operator

FOV: Field Of View

FWHM: Full-Width At Half-Maximum

G: Generator

HIS: Hospital Information System

LAN: Local Area Network

LUT: Look-Up Table

M: Maximum

MAPEM: Maximum A Posteriori Expectation Maximization

ML: Maximum Likelihood

MLEM: Maximum Likelihood Expectation Maximization

MRI: Magnetic Resonance Image

NAME: National Electrical Manufacturers Association

OSEM: Ordered Subsets-Expectation Maximization

PACS: Picture Achivial And Communication Systems

PET: Positron Emission Tomography

PHA: Pulse Hight Analyzer

R: Reactor

RAID: Redudant Array Of Indepentdent Disks

RIS: Radiology Information System

ROI: Region Of Interest

SPECT: Single Photon Emission Computed Tomography

SPECT/CT: Single Photon Emission Computed Tomography/Computed

Tomography

TAC: Time-Activity Curve

WAN: Wide Area Network

Danh mục hình vẽ, đồ thị

Hình 1.1: Máy SPECTmột đầu và hình ảnh phân bố dược chất phóng xạ trong các

cơ quan thu được từ máy SPECT 4

Hình 1.2: Nguyên tắc hoạt động của máy SPECT 6

Hình 1.3 : Máy SPECT 2 đầu đối diện ghi hình 2-D toàn thân 7

Hình 1.4: Mô hình Camera quay khi chụp cắt lớp 8

Hình 1.5: Thông tin số đếm ghi được mỗi góc chiếu camera 8

Hình 1.6: Máy SPECT 2 đầu vuông góc chụp cắt lớp ở đầu 9

Hình 1.7: Cách ghi cắt lớp ở tim 9

Hình 1.8: Cấu tạo của camera nhấp nháy 11

Hình 1.9: Hình ảnh một collimator dạng song song 12

Hình 1.10: Các hình dạng collimator thường gặp 13

Hình 1.11: Minh hoạ quá trình tương tác trong tinh thể nhấp nháy 15

Hình 1.12: Dòng điện tạo ra khi bức xạ đến tương tác với khối tinh thể và đi đến ống nhân quang 17

Hình 1.13: Mặt phẳng tinh thể chia thành 4 vùng 19

Hình 1.14: Tín hiệu được cộng theo từng vùng riêng biệt: 20

Hình 1.15: Sơ đồ phần điện tử của một camera nhấp nháy hiện đại 21

Hình 1.16: Hình ảnh phân bố đều phóng xạ không hiệu chỉnh và hiệu chỉnh độ tuyến tính không gian 25

Hình 1.17: Hình không hiệu chỉnh và có hiệu chỉnh dộ đồng đều 26

Hình 1.18: Sơ đồ dịch chuyển đồng phân của Tc-99m về trạng thái cơ bản 30

Hình 1.19: NEMA phan tom 32

Hình 2.1: Sơ đồ làm việc của máy tính 34

Hình 2.2: Phần cứng của máy tính dùng cho mục đích chung 38

Hình2.3: Sơ đồ nguồn sản xuất và ngôn ngữ lập trình của các thành phần phần mềm máy tính 40

Hình 2.4: Hệ thống lưu trữ và trao đổi ảnh trong bệnh viện (PACS) 41

Hình 2.5: Ảnh minh hoạ các pixel trong ảnh 43

Hình 2.6: Ảnh hưởng của khổ ảnh và số bit/pixel đến độ tương phản của ảnh 44

Hình 2.7: Mô tả quá trình tích luỹ giá trị của pixel trong ghi khung 46

Hình 2.8: Dữ liệu được ghi theo chế độ ghi khung 47

Hình 2.9: Ảnh phổi thu được ở chế độ ghi ảnh tĩnh 47

Hình 2.10: Các khung ảnh được ghi liên tiếp trong chế độ ghi hình động 48

Hình 2.11: Các ảnh lần lượt được ghi trong chế độ ghi đồng bộ 49

Hình 2.12: Ghi 32 ảnh (frame) trong chế độ đồng bộ có cổng 50

Hình 2.13: Thông tin thu nhận từ chế độ chụp có cổng 50

Hình 2.14: Mô hình dữ liệu ghi theo list thời gian ở chế độ ghi tuần tự 51

Hình 2.15: Dữ liệu ghi vào bộ nhớ máy tính ở chế độ ghi tuần tự 52

Hình 2.16: Kết quả khác nhau của 6 khung sau khi thực hiện các phép toán khác nhau 53

Hình 2.17: Kết quả nhận được khi thực hiện các phép toán khác nhau 55

Hình 2.18 Các hàm lọc thường được sử dụng trong lọc ảnh 57

Hình 2.19: Minh hoạ ảnh đã được làm trơn 9 điểm 59

Hình 2.20: Minh hoạ việc làm nổi bật độ tương phản theo mức độ sáng tối 60

Hình 2.21: Minh hoạ 2 ảnh có độ tương phản khác nhau Hình bên phải 16 mức độ sáng tối, hình bên trái 256 mức độ sáng tối 62

Hình 2.22: Minh hoạ sự thay đổi màu sắc của ảnh được xử lý 63

Hình 2.23: Ảnh được phóng đại 2 lần tương ứng với số pixel tăng lên 16 lần 63

Hình 2.24: Ảnh phóng đại lên 2 lần có nội suy giá trị pixel 64

Hình 2.25: 2 hình ảnh có sự khác biệt khi phóng đại đơn giản và phóng đại có nội suy 64

Hình 2.26: Một số cách xác định vùng quan tâm 66

Hình 2.27: Ba đường cong hoạt độ theo thời gian của 3 vùng quan tâm khác nhau 67 Hình 2.28: Hai ma trân ảnh khác nhau cho cùng giá trị trong sonogram ở góc chiếu phía trên 68

Hình 2.29: Các toạ độ trực giao (x,y) và toạ độ cực (s,) 69

Hình 2.30: Mối quan hệ toạ độ (x,y) và (s,) 70

Hình 2.31: Dữ liệu sinogram tìm được khi thực hiện chiếu 71

Hình 2.32: Minh hoạ hình ảnh của lớp cắt và hình ảnh của sinogram 71

Hình 2.33: Quá trình tích luỹ của pixel trong chiếu ngược 72

Hình 2.34: Nhoè hình sao và đường sọc gặp khi chiếu ngược 73

Hình 2.35: Các hàm lọc thường dùng trong chiếu ngược có lọc 75

Hình 2.36: Ảnh chiếu ngược không lọc 75

Hình 2.37: Ảnh chiếu ngược có lọc 75

Hình 2.38: Thuật toán của phương pháp tái tạo lặp 77

Hình 2.39: Minh hoạ các giá trị pixel tìm được theo phương pháp lặp 79

Hình 2.40: Giá trị của pixel tìm được khi chiéu ngược có lọc 80

Hình 2.41: Ảnh cắt lát từ đầu đến chân của cơ thể 85

Hình 2.42: Bộ ảnh bề mặt 3 chiều ở phân thân trong cơ thể 86

Danh mục các bảng biểu

Bảng 1.1: Đặc tính của các loại collimator 14

Bảng 1.2: Đặc tính của một số tinh thể sử dụng trong camera 16

Bảng 1.3: Một số thông số của gamma camera nhấp nháy theo NEMA 26

Bảng 1.4: Một số nguồn đồng vị phóng xạ dùng trong chẩn đoán SPECT 39

Bảng 2.1: Dung lượng cần thiết lưu trữ cho một ảnh số 36

Bảng 2.2: Bảng đặc tính ảnh hưởng của kích thước ảnh đến dung lượng lưu trữ và tốc độ chụp cho mỗi ảnh (framing rate) 44

MỞ ĐẦU

[\

Trong lĩnh vực y học hạt nhân (YHHN), dựa vào cơ sở vật lý quá trình tương tác bức xạ với vật chất của bức xạ gamma, các nhà khoa học đã nghiên cứu và phát triển thành công một công cụ tạo ra những hình ảnh cấp độ phân tử đó là máy ghi hình cắt lớp bức xạ gamma hay gọi là máy SPECT Từ những hình ảnh về sự phân bố phóng xạ trong cơ thể bệnh nhân ở cấp độ phân tử, các bác sĩ chẩn đoán bệnh và lập ra kế hoạch xạ trị Sự ra đời của máy SPECT là một bước tiến quan trọng trong lĩnh vực y học, nó giúp chẩn đoán đểđphát hiện sớm bệnh hơn chẩn đoán từ hình ảnh cấu trúc (như MRI, CT, X-quang….) Ngành YHHN nước ta đang có bước tiến đáng kể với việc ngày càng trang bị nhiều thiết bị chẩn đoán hiện đại, trong đó phổ biến nhất là máy SPECT Khi nói đến những thành công rực rỡ trong y học hạt nhân của máy SPECT thì không thể nào không nói đến sự đóng góp quan trọng của máy tính Các máy SPECT thì được vận hành bởi các máy tính dưới sự điều khiển của con người Máy tính được áp dụng trong việc đo đạc bức xạ, xử lý dữ liệu đo đạc, tái tạo thành ảnh, hiển thị ảnh dưới nhiều hình thức khác nhau Ngoài ra máy tính còn phục vụ quản lý thông tin bệnh nhân và trao đổi dữ liệu Để khai thác có hiệu quả các thiết bị chẩn đoán hình ảnh YHHN cần phải có kiến thức vật lý lẫn kiến thức am hiểu về máy tính Máy tính được áp dụng trong y học từ trước thập niên 70, về sau máy tính được phát triển bởi các nhà khoa học kỹ thuật sản xuất thì máy tính đóng vai trò càng quan trọng hơn và càng không thể nào thiếu được trong lĩnh vực y học hạt nhân Nó đóng vai trò sống còn cùng với sự phát triển như vũ bão ngày nay trong

y học Ở khoá luận này với mụch đích tìm hiểu những kỹ thuật xử lý dữ liệu hình

ảnh của máy tính trong thiết bị ghi hình chẩn đoán máy SPECT Nhằm giúp các đọc giả hiểu được qui trình làm việc của máy tính để tạo ra một ảnh phân bố phóng xạ từ lúc thu dữ liệu cho đến lúc xuất ra màn hình mà bác sĩ chẩn đoán bệnh Hơn nữa là giúp cho những người mới làm quen với hệ thống thiết bị này, bước đầu có thể tiếp cận được mà không bị bỡ ngỡ

Nội dung của khoá luận này được giơiù hạn ở những kiến thức chung, không đi sâu vào các chi tiết nhưng có giới thiệu đến các tài liệu chuyên sâu hơn Nội dung khóa luận “ vai trò của máy tính trong thiết bị ghi hình chẩn đoán máy SPECT” bao gồm 2 chương:

• Chương 1: Máy ghi hình cắt lớp SPECT trong chẩn đoán hình ảnh y

học hạt nhân

• Chương 2: Xử lý dữ liệu ảnh bằng máy tính trong hệ thống máy

SPECT

Chương 1 trình bày những kiến thức chung về máy SPECT Còn chương 2 là phần chính, giới thiệu nhiệm vụ của máy tính trong máy SPECT, đặc biệt là trình bày các kỹ thuật xử lý dữ liệu và hiển thị của máy tính dùng trong máy SPECT Tuy nhiên do thời gian thực hiện khoá luận này giới hạn cùng một số vấn đề liên quan như không tiếp cận trực tiếp được thiết bị và không thực hành trên máy tính kết nối với máy SPECT Nên đề tài chưa khai thác hết nhiệm vụ của máy tính trong SPECT, mong quí thầy cô cùng với các bạn thông cảm và đóng góp ý kiến Tác giả xin chân thành tiếp nhận các ý kiến đóng góp

Sinh viên thực hiện Hồ Thị Mộng Thu

Chương 1 MÁY GHI HÌNH CẮT LỚP SPECT TRONG

CHẨN ĐOÁN HÌNH ẢNH Y HỌC HẠT NHÂN

1.1 Tổng quát về máy SPECT

SPECT là một thiết bị chụp ảnh cắt lớp bằng bức xạ hạt nhân dựa trên kỹ thuật đánh dấu phóng xạ Nguyên tắc chụp ảnh của máy SPECT như sau: đưa một dược chất phù hợp có gắn đồng vị phóng xạ (dược chất phóng xạ) vào cơ thể của đối tượng chụp, sau một thời gian dược chất phóng xạ này tham gia quá trình sinh hoá trong cơ thể tạo ra sự phân bố phóng xạ trong cơ thể Một thiết bị bên ngoài là camera nhấp nháy (một bộ phận chính trong máy SPECT) sẽ thu nhận các bức xạ γphát ra từ cơ thể Dữ liệu ghi nhận từ camera được xử lý bởi máy tính để tạo ra hình ảnh về sự phân bố phóng xạ đó Máy tính kết nối với máy SPECT đóng một vai trò rất quan trọng trong việc thu nhận, xử lý, hiển thị những ảnh số cho biết sự phân bố phóng xạ trong cơ thể Ngoài ra máy tính còn hỗ trợ việc truy cập thông tin của bệnh nhân, của bệnh viện và kết nối với các hệ thống khác Qua hình ảnh phân bố phóng xạ trong cơ thể bệnh nhân ta biết được nồng độ phân bố, từ đó bác sĩ chẩn đoán được tình trạng hoạt động sinh hoá của cơ quan trong cơ thể bình thường hay bất thường mà lập ra kế hoạch điều trị thích hợp Ảnh thu được bởi máy ghi hình SPECT là ảnh ở cấp phân tử, chức năng và sinh hoá, giúp phát hiện tình trạng bệnh lý sớm hơn các chẩn đoán dựa trên hình ảnh cấu trúc giải phẫu học (ảnh X –quang, siêu âm, MRI)

Hình 1.1: Máy SPECT một đầu và hình ảnh phân bố dược chất phóng xạ trong các

cơ quan thu được từ máy SPECT [5]

1.2 Cấu tạo và nguyên tắc hoạt động của hệ thống máy SPECT

1.2.1 Cấu tạo

Hệ thống của máy SPECT bao gồm các bộ phận: gamma camera nhấp nháy (đứng yên hoặc quay), khoang máy (gantry), giường bệnh nhân (đứng yên hoặc di chuyển) và được kết nối với máy tính [2] Gamma camera nhấp nháy được gắn vào khoang máy và quay theo khoang máy Giường bệnh nhân nâng đỡ bệnh nhân và đưa bệnh nhân vào vị trị đối diện bề mặt gamma camera nhấp nháy Còn máy tính sẽ điều khiển giường bệnh nhân, gantry và xử lý dữ liệu thu được từ gamma camera, tạo ra hình ảnh về sự phân bố phóng xạ

1.2.2 Nguyên tắc hoạt động

Để tạo một ảnh SPECT đầu tiên ta đưa một dược chất phóng xạ vào cơ thể bệnh nhân Dược chất phóng xạ này tham gia các quá trình biến đổi sinh hoá trong

cơ thể và tập trung đến các cơ quan trong cơ thể cần ghi hình, đồng thời phát ra bức xạ γ Bức xạ γ đến detector của camera, tương tác với khối nhấp nháy và phát ra photon ánh sáng nhấp nháy nằm trong vùng khả kiến Các photon này đi qua ốâùng dẫn sáng và đập vào photocathode của ống nhân quang Các photon nhấp nháy khi đập vào photocathode có thể làm bứt ra các electron do hiệu ứng quang điện Dưới tác dụng của điện trường, các electron được bứt ra sẽ được gia tốc đến các dynode Khi đập vào các dynode số electron tăng dần và có thể đạt đến đến electron

ở dynode cuối cùng Kết quả là ta có một dòng electron ở anốt tạo ra một tín hiệu điện Tín hiệu điện từ các ống nhân quang được đưa đến mạch tiền khuếch đại để tăng cường độ dòng điện Sau khi đi qua mạch tiền khuếch đại các tín hiệu điện được mã hoá toạ độ (X,Y) của tín hiệu thu nhận (tín hiệu này thu nhận tại ống nhân quang nào) Mỗi tín hiệu điện này có một xung điện Z có biên độ tỉ lệ với năng lượng bức xạ bỏ ra trong khối tinh thể nhấp nháy Xung điện Z của tín hiệu điện sẽ

đi đến bộ phân tích biên độ xung (PHA) Bộ phân tích biên độ xung cho phép tín hiệu điện đó thu nhận hay không, thông qua một vài cửa sổ năng lượng có thể thay đổi độ rọâng của dãy năng lượng bức xạ cần ghi Khi tín hiệu điện này được ghi nhận thì toạ độ tín hiệu cho phép định vị electron huỳnh quang đập lên màn hình huỳnh quang (CRT), từ đó mới thấy được hình ảnh Nếu là màn hình số thì biên độ xung của tín hiệu chuyển đổi thành tín hiệu số và giá trị số của tín hiệu sẽ điều khiển sự

6

10 108

hiển thị trên màn hình tạo thành ảnh số (loại này thường dùng phổ biến ngày nay trong y học hạt nhân (YHHN))

Hình 1.2: Nguyên tắc hoạt động tạo ảnh của máy SPECT [5]

1.3 Nguyên tắc ghi hình

1.3.1 Ghi hình 2-D

Có 3 dạng: ghi ảnh tĩnh, động, đồng bộ nhịp tim Cách ghi hình như sau: cho giường bệnh nhân di chuyển từ từ qua bề mặt của camera với tốc độ thích hợp (ghi ảnh toàn thân) hoặc camera đứng yên đối diện cơ quan cần ghi hình (kích thước cơ quan ghi hình nhỏ hơn kích thước của camera) Trong khi đó camera thu nhận bức xạ từ vùng cơ quan cần được ghi hình, đồng thời dữ liệu sẽ được ghi vào các khung ảnh

Tiến hành tích luỹ số đếm phóng xạ cho mỗi pixel và kết khúc thời gian ghi hình ta sẽ có một ảnh phẳng mà không cần tái tạo ảnh như ảnh chụp cắt lớp Aûnh phẳng tạo thành có thể xử lý như lọc ảnh, phóng đại có nội suy… để có thông tin chẩn đoán

Hình 1.3 : Máy SPECT 2 đầu đối diện ghi hình 2-D toàn thân [10]

1.3.2 Ghi hình cắt lớp (3D)

Cho camera quay với tốc độ quay thích hợp quanh bệnh nhân và ghi vị trí phát bức xạ dưới nhiều góc độ khác nhau Camera có thể vừa quay vừa ghi hoặc quay tới

vị trí nào đó, dừng lại ghi dữ liệu rồi quay camera đến vị trí kế tiếp Ứng mỗi góc quay ảnh ghi được gọi là ảnh chiếu, khi camera quay hết một vòng ta có một loạt các ảnh chiếu Các ảnh chiếu này sẽ được xử lý về sau để tạo hình ảnh cắt lớp

Trong ghi hình cắt lớp một vòng quay của camera chỉ giới hạn từ đến mà không phải từ đến [11] Bởi vì những ảnh chiếu thu được từ đến không cung cấp thông tin gì mới do có sự đối xứng với những ảnh chiếu thu được ở góc từ đến Còn trong ghi hình cắt lớp ở tim mạch thì camera không quay một vòng từ đến mà quay từ nghiêng trái đến nghiêng phải Bởi vì các góc còn lại do khoảng cách từ tim đến camera lớn nên ảnh hưởng không tốt đến độ phân giải không gian và độ tương phản do suy giảm bức xa [3]

0

0 1800 0

Hình 1.4: Mô hình Camera quay khi chụp cắt lớp [3]

Hình 1.5: Thông tin số đếm ghi được mỗi góc chiếu camer [3]

Hình 1.6 : Máy SPECT 2 đầu vuông góc chụp cắt lớp ở đầu [10]

Hình 1.7: Cách ghi cắt lớp ở tim [3]

1.3.3 Các loại ảnh thu được trong ghi hình máy SPECT

1.3.3.1 Ảnh phẳng (plarnar): ghi ảnh 2-D

Bao gồm các loại ảnh: Tĩnh (ảnh thu được không thay đổi theo thời gian), động (nhiều ảnh kế tiếp, thay đổi theo thời gian), đồng bộ (gated), toàn thân

1.3.3.2 Aûnh cắt lớp (SPECT): ghi ảnh 3-D

Bao gồm các loại ảnh SPECT tĩnh, SPECT động, SPECT toàn thân, SPECT đồng bộ

1.4 Hệ thống camera nhấp nháy ghi nhận dữ liệu

1.4.1 Sơ lược về camera nhấp nháy

Camera nhấp nháy là một bộ phận chính trong thiết bị máy SPECT Tất cả những hình ảnh thu được từ máy SPECT đều lấy từ dữ liệu thu được của camera nhấp nháy Các thông số của camera đều góp phần làm ảnh hưởng chất lượng ảnh thu được Ngày nay các máy SPECT hiện đại sử dụng 2 hoặc 3 camera nhấp nháy để ghi hình, góc giữa các camera có thể thay đổi Trường hợp máy SPECT với 2 camera thì 2 camera có thể đối diện nhau, tức là tạo với nhau một góc (trong chụp toàn thân và đầu), lệch nhau (trong chụp tim) hoặc một góc khác… Việc sử dụng nhiều camera trong máy SPECT hiệu quả hơn trong ghi hình một camera bởi vì giảm được thời gian ghi hình và tăng độ nhạy [3]

01800

xạ γ Tuỳ loại dược chất phóng xạ mà năng lượng tia bức xạ phát ra có năng lượng khác nhau, hơn nữa bức xạ phát ra tương tác mô cơ thể nên có thể xảy ra sự suy giảm số lượng tia gamma cũng như năng lượng của tia gamma do tán xạ Compton Các gamma tham gia tán xạ Compton trong cơ thể bệnh nhân thường bị lệch hướng,

do đó nó không phản ánh đúng vị trí nơi phát bức xạ và cần được loại bỏ Kỹ thuật chỉ ghi nhận các gamma có năng lượng nằm trong một khoảng nào đó là nhằm giúp loại bỏ các gamma tán xạ này cũng như những gamma có nguồn gốc từ bên ngoài

Hình 1.8: Cấu tạo gamma camera nhấp nháy [3]

1.4.2.2 Collimator (ống chuẩn trực)

Collimator bao gồm hàng nghìn ống thẳng nhỏ xếp sát nhau Giữa các ống thẳng nhỏ đó ngăn cách bởi các màn chì hoặc stungten gọi là vách ngăn (septa) Độ

dày của các vách ngăn được chế tạo tuỳ vào năng lượng bức xạ γ thường phát ra và

đi đến collimator (phụ thuộc loại dược chất phóng xạ thường dùng trong ghi hình máy SPECT) Vách ngăn mỏng sử dụng cho bức xạ đến collimator có năng lượng thấp, còn vách ngăn dày dành cho bức xạ có năng lượng cao Các lỗ nhỏ trên collimator chỉ cho phép những tia bức xạ phát ra từ cơ thể bệnh nhân có phương song song với trục các ống thì mới thu nhận Còn những tia có hướng xiên (không song song trục ống) thì bị các vách ngăn hấp thụ nên không đến được khối nhấp nháy và không được ghi nhận Collimator có tác dụng định vị cơ quan phát ra bức xạ

Có nhiều loại collimator và mỗi loại có đặc trưng riêng, đặc trưng đó phù hợp với mục đích ghi hình nào (ảnh phóng đại hay nhỏ hơn kích thước cơ quan ghi hình, ảnh có độ phân giải và độ nhạy cao hay thấp) Đặc trưng của collimator là hình dạng, độ dài ống, đường kính của lỗ Độ dài ống thẳng ngắn và đường kính lỗ lớn cho phép nhiều photon đến nên độ nhạy cao, ngược lại thì số photon đến ít hơn nhưng độ phân giải cao Hai yếu tố độ nhạy và độ phân giải thường mâu thuẫn nhau[4]

Hình 1.9: Hình ảnh một collimator dạng song song [3]

Các loại collimator gặp phổ biến trong chụp ảnh phóng xạ như: collimator song song, collimator hội tụ, collimator phân kỳ, collimator lỗ kim (hình 1.10)

Hội tụ

Phân kỳ

Vật thể

Ảnh trên tinh thể

Hình 1.10: Các hình dạng collimator thường gặp

¾ Collimator lỗ kim thường thu những hình ảnh có kích thước nhỏ Loại này chỉ có một lỗ cho ảnh phóng đại và ngược chiều vật thật Khi ghi hình, cơ quan cần ghi hình cần phải đặt gần collimator hơn các loại collimator khác

Vì thế ảnh được khuếch đại, giúp xác định những vị trí trong cơ quan với độ phân giải cao

¾ Collimator hội tụ để ghi hình cơ quan có kích thước nhỏ hơn kích thước tinh thể nhấp nháy Aûnh cũng được phóng đại và có độ phân giải cao hơn so với ghi hình ống chuẩn trực song song của cơ quan có kích thước nhỏ

¾ Collimator phân kỳ cho ảnh nhỏ hơn kích thước vật thật và ảnh thu được có độ phân giải không gian kém hơn collimator song song

¾ Collimator song song là loại dùng phổ biến nhất hiện nay và chia làm các loại: năng lượng thấp, năng lượng trung bình, năng lượng cao

Các đồng vị phóng xạ thường dùng cho ống chuẩn trực song song phân theo mức năng lượng bức xạ được mô tả trong bảng dưới đây

Bảng 1.1: Đặc tính của các loại collimator [3]

Loại collimator Năng lượng bức

xạ phát ra (Kev)

Độ dày vách ngăn (mm)

Đồng vị phóng xạ

• Năng lượng thấp

• Năng lượng trung bình

• Năng lượng cao

• Năng lượng cao hơn

140-200

300 360-500

511

0,2-0,3 1,1-1,4 1,3-3,0 3,0-4,0

Tc

99m

In

Ga, 131 67

I

111F18

Dựa vào năng lượng của γ , người ta thường phân loại các loại ống chuẩn trực sau [4]:

Ống chuẩn

trực

Năng lượng cực đại (KEV)

Năng lượng thấp, độ phân giải cao

Năng lượng thấp, dùng cho nhiều mục đích Năng lượng thấp, độ nhạy cao,

Năng lượng trung bình, độ nhạy cao

1.4.2.3 Khối tinh thể nhấp nháy

Các bức xạ đi qua ống chuẩn trực rồi đập vào bản tinh thể nhấp nháy và tương tác với tinh thể Khi bức xạ tương tác có thể xảy ra hiệu ứng quang điện hay hiệu ứng Compton là tuỳ thuộc vào năng lượng của bức xạ đến và vật chất cấu tạo tinh thể Trong cả hai trường hợp, năng lượng photon truyền cho electron ion hóa sẽ

được truyền cho môi trường và gây nên sự phát ánh sáng nhấp nháy Số lượng ánh sáng nhấp nháy sinh ra tỉ lệ với năng lượng gamma đã bỏ ra trong tương tác Nếu là tương tác quang điện thì toàn bộ năng lượng của gamma được hấp thụ Khi đó nói chung xung tín hiệu tổng ở đầu ra của các ống nhân quang có độ cao nằm trong vùng của sổ chọn lọc và sẽ được ghi nhận Tín hiệu tương ứng với tương tác Compton thường nằm ngoài cửa sổ chọn lọc và bị loại bỏ Để có hiệu suất ghi nhận tín hiệu cao, phải chọn tinh thể nhấp nháy dày và làm bằng vật liệu có xác suất tương tác quang điện cao Một loại tinh thể nhấp nháy thông dụng nhất trong ghi hình ở máy SPECT là tinh thể NaI có pha thêm Tl, được ký hiệu NaI (Tl) Phải pha thêm Tl vì NaI tinh khiết không tạo ra ánh sáng nhấp nháy mà nhờ có Tl mới tạo ra chấm sáng nhấp nháy đo [4]ù Những loại khác thường dùng như: CsF, BGO, … được dùng trong ghi hình máy PET

2

BaF

Hình 1.11: Quá trình tương tác trong tinh thể nhấp nháy của bức xạ [3]

Dưới đây là bảng đặc tính của một số vật liệu được dùng làm tinh thể nhấp nháy phổ biến trên thị trường

Bảng 1.2: Đặc tính của một số tinh thể sử dụng trong camera [3]

Đặc tính NaI BGO BaF 2 GSO

Mật độ (g/ml) 3,67 7,13 4,89 6,71

Thời gian chuyển đổi ánh

sáng nhấp nháy (ns) 230 300 0.6 60 Bước sóng (nm) 410 480 220 440

Hiệu suất chuyển đổi

tương đối (%) 100 15 5 25 Độ phân giải năng lượng

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

Ưu điểm của tinh thể này là hiệu suất ghi đối với gamma lớn (nếu bố trí hình học tốt hiệu suất ghi có thể đạt đến 90-100%), hiệu suất chuyển đổi ánh sáng cao, độ phân giải không gian và năng lượng tốt hơn các loại tinh thể khác [4] Ngoài những ưu điểm trên thì NaI(Tl) có thể gia công khá dễ dàng thành các đơn tinh thể trong suốt và có kích thước lớn Nhưng nhược điểm đáng kể là thời gian phát sáng chậm dẫn đến thời gian chết của detector tăng, khả năng bắt photon của NaI thấp hơn BGO, GSO, [4] Nhược điểm nữa là trong việc bảo quản, phải cất giữ trong dầu

vadơlin hoặc trong hợp kín có cửa sổ trong suốt do NaI dễ hút nước

2

BaF

1.4.2.4 Ống dẫn sáng

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

cm tính từ tâm của khối nhấp nháy đến bề mặt của các ống nhân quang [4]

1.4.2.5 Ống nhân quang điện

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

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

nhân quang [3]

¾ Photocathode: Photon ánh sáng từ chất nhấp nháy được truyền vào cửa sổ của ống nhân quang điện và kích thích photocathode Photocathode được làm bằng vật liệu dễ phóng thích electron khi hấp thu năng lượng photon ánh

saùng Tư leô giöùa soâ electron phoùng thích vaø soâ photon aùnh saùng ñeân ñöôïc gói laø hieôu suaât löôïng töû, thöôøng ñát ñöôïc giaù trò töø 15% ñeân 25%

¾ Caùc ñieôn cöïc dynode: Thöôøng laøm baỉng vaôt lieôu deê böùt electron khi bò caùc electron coù naíng löôïng ñụ lôùn ñađïp vaøo Söï cheđnh leôch ñieôn theâ giöõa caùc ñieôn cöïc táo ra moôt ñieôn tröôøng ñeơ gia toâc caùc electron coù naíng löôïng ñụ lôùn ñaôp vaøo caùc dynode keâ tieâp Sau moêi laăn caùc electron ñaôp vaøo moôt dynode thì soâ electron lái taíng leđn Quaù trình naøy cöù tieâp túc xạy ra ñeân khi ñaôp vaøo dynode cuoâi cuøng, keât quạ laø soâ löôïng electron ñeân anode lôùn hôn haøng trieôu laăm so vôùi soâ löôïng electron phaùt ra ôû photocathode

¾ Anode: Táo moôt doøng ñieôn ôû ngoõ ra cụa oâng nhađn quang

1.4.3 Caùc kyõ thuaôt xaùc ñònh toá ñoô

1.4.3.1 Nguyeđn taĩc xaùc ñònh naíng löôïng cụa böùc xá

Ñeơ ñôn giạn ta xeùt tröôøng hôïp chư coù moôt oâng nhađn quang Ñoông naíng cụa electron sinh ra trong bạn nhaâp nhaùy phú thuoôc vaøo loái töông taùc böùc xá (nhö hieôu öùng quang ñieôn hay taùn xá Compton) Ñoông naíng naøy cụa electron phađn taùn trong quaù trình kích thích nguyeđn töû cụa bạn nhaâp nhaùy vaø phaùt ra caùc chaâm saùng nhaâp nhaùy Soâ chaâm nhaẫp nhaùy phaùt ra tư leô vôùi naíng löôïng Soâ löôïng electron phaùt ra moêi dynode cuõng tư leô vôùi soâ nhaâp nhaùy vì vaôy soâ electron ôû dynode cuoâi cuøng cuõng

tư leô vôùi Neđn doøng ñieôn ra ôû anode khi ñi qua moôt ñieôn trôû noâi tieâp coù cöôøng ñoô I

tư leô vôùi Doøng ñieôn naøy gađy neđn moôt xung ñieôn coù bieđn ñoô xung H tư leô I Vì theâ

H tư leô Nhö vaôy pheùp ño ñoô cao xung cho bieât thođng tin veă naíng löôïng cụa böùc xá gamma ñi ñeân bạn nhaâp nhaùy Trong tröôøng hôïp nhieău oâng nhađn quang, toơng caùc xung ra töø caùc anode laø tư leô vôùi E

k E

k E

1.4.3.2 Cách xác định toạ độ

Khi một gamma tương tác tinh thể, các photon ánh sáng có thể đi đến các ống nhân quang khác nhau Như lập luận ở trên, ta thấy biên độ xung ra ở mỗi ống nhân

quang là tỉ lệ với số lượng photon ánh sáng đi vào nó Vấn đề là từ độ lớn của các

xung tín hiệu nhận được từ các ống nhân quang khác nhau, làm sao tìm được tọa độ của điểm tương tác của gamma với tinh thể Để xác định tọa độ của điểm đó người

ta làm như sau:

¾ Chia các ống nhân quang thành 4 nhóm, tương ứng với 4 vùng (X-, X+, Y-, Y+) của mặt phăng tinh thể Nên một ống nhân quang có thể thuộc 2 nhóm đồng thời (hình 1.13)

Hình 1.13: Mặt phẳng tinh thể chia thành 4 vùng [3]

¾ Sau đó cộng tín hiệu điện theo từng vùng riêng biệt cho ra 4 tín hiệu X-, X+, Y-, Y+ (hình 1.9b) Ngoài ra, người ta còn cộng tất tả các tín hiệu điện để cho ra một tín hiệu Z có biên độ tỉ lệ năng lượng gamma bỏ ra trong tinh thể

Hình 1.14: Tín hiệu được cộng theo từng vùng riêng biệt [3]

¾ Tín hiệu Z dùng để loại bỏ những xung tín hiệu nào không nằm trong vùng năng lượng tương ứng với gamma phát ra từ nguồn, nhờ bộ phân tích biên độ xung (PHA) PHA cho ra một xung logic cho phép thu nhận hay loại bỏ tín hiệu tùy thuộc vào biên độ xung của tín hiệu Z

¾ Tọa độ của điểm tương tác xác định như sau:

x = (X+ - X-)/Z (1.2a)

y = (Y+ - Y-)/Z (1.2b) Việc chia cho Z để đảm bảo độ lớn tín hiệu không phụ thuộc vào độ lớn tuyệt đối của các tín hiệu

Hình 1.15: Sơ đồ khối phần điện tử của một camera hiện đại [3]

1.4.4 Các tính năng của camera nhấp nháy

1.4.4.1 Trường nhìn (FOV)

FOV là phạm vi nhìn thấy của gamma camera được tính là tiết diện bề mặt của gamma camera đối diện với bề mặt vật thể cần thu hình Trường nhìn càng rộng thì thu nhiều số đếm và thu được hình ảnh của vật thể lớn

1.4.4.2 Độ phân giải năng lượng

Độ phân giải năng lượng là khả năng phân biệt các photon có năng lượng khác nhau của hệ điện tử ghi nhận Khi bức xạ được thu nhận tạo thành tín hiệu điện sẽ đưa đến bộ phân tích độ cao xung, tại đây những bức xạ có năng lượng nằm trong dãy năng lượng của cửa sổ năng lượng mà ta chọn sẽ được ghi nhận Phổ năng lượng của một nguồn đơn năng ta thấy có một đỉnh phổ (photopeak) và một vùng Compton Độ phân giải năng lượng được đánh giá bằng tỉ số của giá trị cực đại tại chiều cao ½ của đỉnh phổ (FWHM) và năng lượng trung bình (E) của toàn bộ bức xạ

phát ra Độ phân giải năng lượng được biểu diễn qua % Giá trị FWHM càng nhỏ (khi bề rộng đỉnh phổ càng hẹp) thì độ phân giải năng lượng của gamma camera càng cao

Độ phân giải năng lượng của camera nhấp nháy chủ yếu phụ thuộc vào loại tinh thể nhấp nháy, còn độ phân giải năng lượng của toàn bộ hệ thống thường phụ thuộc vào các yếu tố sau [4]:

¾ Loại ống chuẩn trực

¾ Hệ detector

¾ Mạch ADC

¾ Cách mạch đo đếm khác

1.4.4.3 Độ phân giải không gian

Độ phân giải không gian của gamma camera là một trong những tính năng quan trọng Độ phân giải không gian chính là khả năng phân biệt 2 điểm gần nhau hay là khả năng phân biệt các chi tiết của phân bố phóng xạ mà hệ thống phải thu nhận và hiển thị Thường nó được xác định bằng đường kính nhỏ nhất của một nguồn phóng xạ trong cơ thể mà gamma camera có thể phân biệt hoặc khoảng cách nhỏ nhất giữa

2 nguồn phóng xạ trong cơ thể mà có thể tách biệt nhau trên ảnh thu được không có sự phóng đại Độ phân giải không gian được phân biệt thành các loại: độ phân giải nội tại ( ), độ phân giải collimator ( ), độ phân giải hệ thống ( ) Giữa chúng có mối quan hệ biểu thị qua công thức (1.3) [10]:

Trong đó độ phân giải hệ thống được đo có collimator Độ phân giải nội tại được đo khi không có collimator Từ công thức (1.3) ta tính được độ phân giải của collimator

SRI

R

CR

1.4.4.4 Độ phân giải thời gian

Chính là khả năng phân biệt các tín hiệu xảy ra ở các thời điểm khác nhau và ghi nhận các tín hiệu đó Độ phân giải thời gian được phản ánh qua độ tuyến tính mức độ số đếm trong một đơn vị thời gian (hiệu suất đếm) Aûnh hưởng thời gian chết có liên quan đến độ phân giải thời gian [2] Thời gian chết là thời gian nhỏ nhất khi

2 tín hiệu đến đồng thời mà hệ điện tử ghi nhận được 2 tín hiệu riêng biệt nhau

Độ nhạy của camera nhấp nháy cũng được chia thành độ nhạy hệ thống, độ nhạy nội tại và độ nhạy của collimator

¾ Độ nhạy collimator là tỉ số giữa số photon đi qua được các lỗ của collimator và số photon phát ra từ nguồn Nó phụ thuộc vào dạng hình học collimator và khoảng cách từ nguồn đến collimator

CE

¾ Độ nhạy nội tại là tỉ số giữa số photon gây ra tương tác trong tinh thể và số photon đi được qua lỗ của collimator Nó phụ thuộc vào độ dày x của khối

tinh thể nhấp nháy và năng lượng của photon Độ nhạy nội tại được xác định qua công thức như sau [10]:

¾ Độ nhạy hệ thống là tỉ số giữa số đếm được chấp nhận và số photon phát ra từ nguồn Độ nhạy hệ thống là tích độ nhạy collimator , độ nhạy nội tại và tỉ số photon tương tác được chấp nhận

CEI

ES=EI×EC×f (1.6) Trong đó flà tỉ số giữa số tương tác được chấp nhận bởi mạch PHA và số tương tác toàn phần Các tương tác chấp nhận là các tương tác gây nên các xung tổng nằm trong cửa sổ chấp nhận của PHA

1.4.4.6 Độ tuyến tính không gian [3]

Độ tuyến tính không gian cho biết mức độ hiển thị hình ảnh trung thực, không

bị méo mó của sự phân bố phóng xạ Độ tuyến tính không gian được xác định bằng cách ghi hình các vị trí phân bố đều của các nguồn phẳng song song Độ tuyến tính không gian kém có thể làm ảnh hưởng đến độ đồng đều của hệ thống Ảnh phóng xạ thu được cần phải hiệu chỉnh độ tuyến tính không gian Trong hình (1.10) là ảnh thu được không hiệu chỉnh và có hiệu chỉnh độ tuyến tính không gian:

Hình 1.16: Hình ảnh phân bố đều phóng xạ không hiệu chỉnh và hiệu chỉnh độ

tuyến tính không gian [3]

1.4.4.7 Độ đồng đều

Độ đồng đều là một thước đo đáp ứng của gamma camera khi được chiếu đồng đều trên bề mặt Sự không đồng đều có thể xảy ra do sự đáp ứng không đồng đều của tinh thể, sự khác biệt của các PMT (các nguồn cấp cao thế khác nhau trong các PMT), mạch định vị không tốt (không tuyến tính) Nếu đáp ứng tốt độ đồâng đều sẽ cho một ảnh chất lượng tốt (hình 1.16)

Độ đồng đều được chia thành 2 loại: độ đồng đều nội tại và độ đồng đều hệ thống

¾ Để đo độ đồng đều nội tại người ta đặt một nguồn phóng xạ điểm (cụ thể là Tc-99m có hoạt độ 150 ) ở trước camera không có collimator Vị trí đặt nguồn cách gamma camera tối thiểu 4 lần lớn nhất của tinh thể để đảm bảo sự chiếu xạ là đồng đều trên bề mặt của gamma camera [8]

μCi

¾ Để đo độ đồng đều hệ thống người ta đo có collimator và đặt một nguồn phẳng đồng đều trước gamma camera Kích thước nguồn phẳng phải lớn hơn kích thước bề mặt tinh thể và nguồn phẳng này phải đặt áp sát bề mặt gamma camera [2]

Độ đồng đều được phân thành độ đồng đều tích phân và vi phân

¾ Độ đồng đều tích phân được xác định bằng tỉ số ±(max min)/(max min)− + Trong đó max và min là số đếm cực đại và cực tiểu trên mọi pixel

¾ Độ đồng đều vi phân được xác định bằng ±(max.diff min.diff)/(max min)− + Trong đó , là hiệu số đếm lớn nhất và nhỏ nhất trên một nhóm pixel nào đó lân cận nhau

max.diff min.diff

Hình 1.17: Hình không hiệu chỉnh và có hiệu chỉnh độ đồng đều [3]

Sau đây là một số thông số của gamma camera nhấp nháy theo NEMA [3]

Bảng 1.3: Một số thông số của gamma camera nhấp nháy theo NEMA [3]

• Độ phân giải không gian nội tại (140 Kev) (khi

đo với tinh thể NaI có độ dày 9.5 mm)

• Độ phân giải năng lượng (FWHM, 140 Kev)

• Độ đồng đều tích phân

• Độ tuyến tính không gian tuyệt đối

• Tốc độ đếm ghi được khi tốc độ mất số đếm là

1.5 Dược chất phóng xạ

Dược chất phóng xạ là hợp chất vô cơ hay hữu cơ thông thường mà cơ thể hấp thụ được thông qua thức ăn, hô hấp hay tiêm vào cơ thể, nhưng khác dược chất thông thường là có gắn thêm các hạt nhân phóng xạ Khi đi vào cơ thể, dược chất phóng xạ này tham gia mọi phản ứng hóa học bình thường như chất không phóng xạ Sau một thời gian những hạt nhân phóng xạ trong dược chất sẽ phát ra bức xạ mà thiết bị bên ngoài sẽ ghi nhận Một dược chất phóng xạ được đặc trưng qua những yếu tố sau [4]:

¾ Hóa tính: độ tinh khiết hóa học

¾ Lý tính: chu kỳ bán rã vật lý, hoạt độ phóng xạ

¾ Sinh tính: chu kỳ bán rã sinh học

¾ Lý sinh: chu kỳ bán rã hiệu dụng (có mối liên hệ giữa chu kỳ bán rã vật lý và chu kỳ bán rã sinh học) và được xác định bởi công thức sau [4]:

b p

b p

T.TT+

= (1.7) Với : lần lượt là chu kỳ bán rã hiệu dụng, chu kỳ bán rã vật lý, chu kỳ bán hủy sinh học của dược chất phóng xạ

b

T,T,

Tef p

1.5.1 Các yêu cầu của dược chất phóng xạ

1.5.1.1 Các yêu cầu của dược chất

¾ Không gây độc cho cơ thể

¾ Có độ tập trung cao tại bộ phận cần quan tâm

¾ Sự thay đổi nồng độ tập trung thay đổi nhạy theo sự thay đổi tình trạng cơ thể bệnh nhân