i

LỜI CẢM ƠN
Để hoàn thành khóa luận này tôi xin chân thành gửi lời cảm ơn đến:
 Thầy Nguyễn Tấn Châu, Thầy là người đã tận tình chỉ dẫn, luôn cho tôi
những lời khuyên bổ ích, cung cấp những kiến thức quý báu và đã giúp đỡ tôi rất
nhiều để hoàn thành khóa luận này. Chân thành cảm ơn thầy rất nhiều!
 Cô Hoàng Thị Kiều Trang đã đóng góp những ý kiến bổ ích để khóa luận
được hoàn chỉnh hơn.
 Quý Thầy, Cô, các cán bộ trẻ đang công tác tại Bộ môn Vật lý Hạt nhân –
Trường Đại học Khoa học Tự nhiên. Những người luôn ủng hộ và giúp đỡ tôi nhiệt
tình trong thời gian học và làm khóa luận này.
 Đơn vị PET-CT & Cyclotron – bệnh viện Chợ Rẫy, đã tạo mọi điều kiện
thuận lợi cho tôi trong thời gian làm khóa luận tại đây.
 Các bạn học cùng lớp VLHN2010, những người đã cùng tôi đi hết thời sinh
viên.
VÕ XUÂN THỊNH
TP Hồ Chí Minh, tháng 07 năm 2014


ii

MỤC LỤC
MỤC LỤC ii
DANH MỤC CÁC CHỮ VIẾT TẮT v
DANH MỤC CÁC BẢNG vi
DANH MỤC CÁC HÌNH VẼ vii
LỜI MỞ ĐẦU 1
CHƯƠNG 1. TỔNG QUAN VỀ MÁY GHI HÌNH PET/CT 2

1.1. Tổng quan thiết bị ghi hình PET/CT 2
1.2. Chụp cắt lớp phát xạ possitron (PET) 2
1.2.1. Nguyên lý ghi hình của máy PET 5
1.2.2. Các loại sự kiện trùng phùng 9
1.2.3. Nhân phóng xạ dùng trong ghi hình PET 10
1.2.4. Cấu tạo khoang máy PET 11
1.2.5. Những yếu tố vật lý ảnh hưởng đến hình ảnh PET 14
1.2.5.1. Thời gian bay, TOF (Time Of Flight) 14
1.2.5.2. Về vị trí của positron hủy cặp 15
1.2.5.3. Kích thước của các tinh thể nhấp nháy trong các đầu dò 15
1.2.5.4. Sự không tuyến tính của photon hủy cặp: 16
1.2.5.5. Yếu tố công nghệ 17
1.3. Chụp cắt lớp vi tính (CT) 17
1.3.1. Nguyên lý 18
1.3.2. Phương pháp tái tạo ảnh CT 20
CHƯƠNG 2. VAI TRÒ CỦA CT TRONG MÁY PET/CT 22
2.1. Sử dụng CT để hiệu chỉnh sự suy giảm của ảnh PET 24
2.1.1. Các phương pháp hiệu chỉnh sự suy giảm 25
2.1.2. Phương pháp hiệu chỉnh suy giảm bằng cách sử dụng nguồn bên ngoài . 26
2.1.3. Phương pháp hiệu chỉnh suy giảm dựa trên ảnh CT 27
2.1.3.1. Ước lượng tỷ lệ (Scaling estimate) 29
2.1.3.2. Phương pháp phân đoạn (Segmentation) 29
2.1.3.3. Phương pháp kết hợp (Hybrid) 29


iii

2.1.4. Ưu điểm của phương pháp sử dụng ảnh CT để hiệu chỉnh suy giảm PET
31
2.2. Tính liều chiếu hiệu dụng trong chụp hình CT 32

2.2.1. Các khái niệm tính liều cơ bản 32
2.2.1.1. Liều chiếu 32
2.2.1.2. Liều hấp thụ 32
2.2.1.3. Liều tương đương 32
2.2.1.4. Liều hiệu dụng 33
2.2.2. Các thông số liều CT cụ thể: CTDI và DLP 34
2.2.2.1. Liều hấp thụ trung bình trong một lát cắt 34
2.2.2.2. Tích liều chiều dài DLP 37
2.2.3. Liều hiệu dụng trong CT. 37
CHƯƠNG 3. THỰC NGHIỆM 39
3.1. Thiết bị 39
3.1.1. Hình nộm giả người 39
3.1.2. Máy đo hoạt độ phóng xạ (Capintec 25 PET) 40
3.1.3. Máy ghi hình PET/CT (Biograph 64 True Point w. True V) 41
3.1.4. Dụng cụ pha chế liều, kim tiêm, xi lanh,… 42
3.2. Chuẩn bị thực nghiệm 42
3.3. Kết quả thực nghiệm 43
3.3.1. Chất lượng hình ảnh theo thông số chụp 44
3.3.1.1. Hình ảnh PET/CT 80 kV 44
3.3.1.2. Hình ảnh PET/CT 100 kV 45
3.3.1.3. Hình ảnh PET/CT 120 kV 46
3.3.1.4. Hình ảnh PET/CT 140 kV 47
3.3.2. Giá trị phân tích bán định lượng SUV 47
3.3.3. Giá trị liều bức xạ 48
3.4. Bàn luận 49
3.4.1. Chất lượng hình ảnh CT thay đổi theo cao thế (kV) 49
3.4.2. Mối tương quan giữa SUV và cao thế (kV) 50


iv


3.4.3. Liều bức xạ giảm khi giảm cao thế chụp CT 51
3.5. Kết luận 53
TÀI LIỆU THAM KHẢO 54




v

DANH MỤC CÁC CHỮ VIẾT TẮT
Chữ
viết tắt
Tiếng Anh
Tiếng Việt
ACD
Annihilation coincidence
detection
Phép đo hủy cặp trùng
phùng
ACF
Attenuation coefficient factor
Hệ số suy giảm
BGO
Bismuth Germanium Oxide

CT
Computer tomography
Chụp cắt lớp vi tính
CTDI

CT dose index
Chỉ số liều CT
DLP
Dose legth product
Tích độ dài liều
FOV
Field of view
Trường nhìn
FWHM
Full width at half maximum
Bề rộng một nửa
GSO
Gadolinium Oxyorthosilicate

HU
Hounsfield unit
Đơn vị Hounsfield
LOR
Line of response
Đường đáp ứng
LSO
Lutetium Oxyorthosilicate

PET
Positron emission tomography
Chụp cắt lớp phát xạ
positron
ROI
Region of interest
Vùng quan tâm

SNR
Signal to noise ratio
Tỷ số tín hiệu trên nhiễu
SUV
Standardized uptake value
Giá trị hấp thu chuẩn hóa
TOF
Time of flight
Thời gian bay



vi

DANH MỤC CÁC BẢNG
Bảng 1.1: Đặc tính vật lý của một số đồng vị phóng xạ trong ghi hình PET/CT
. 11
Bảng 1.2: Tính chất của một số chất nhấp nháy dùng trong thiết kế đầu dò
PET [6] 13
Bảng 1.3: Giá trị CT đối với một số tổ chức cơ thể người [3] 21
Bảng 2.1: Hệ số suy giảm khối của một số vật liệu (cm
2
/g) [9] 28
Bảng 2.2: Hệ số tỷ lệ suy giảm khối lượng giữa photon 70 keV và 511 keV
của một số loại vật liệu [9] 30
Bảng 2.3: Trọng số bức xạ của một số bức xạ cơ bản [1]. 33
Bảng 2.4: Trọng số mô của một số cơ quan [1] 34
Bảng 2.5: Giá trị hệ số chuyển đổi k ứng với các vùng cơ thể theo độ tuổi
(mSv/(mGy.cm)) 38
Bảng 3.1: Thông số kỹ thuật của phantom: NEMA IEC Body 39

Bảng 3.2: Thể tích của các quả cầu bên trong phantom: NEMA IEC Body 40
Bảng 3.3: Đặc điểm của máy PET/CT Biograph 64 True Point with TrueV 41
Bảng 3.4: Thông số chụp CT và PET 43
Bảng 3.5: Giá trị Max SUV ứng với từng quả cầu và cao thế chụp CT khác
nhau 48
Bảng 3.6: Liều bức xạ của phantom từ phần chụp hình CT trong kỹ thuật
PET/CT 48
Bảng 3.7: Các yếu tố vật lý ảnh hưởng đến giá trị SUV [11] 50
Bảng 3.8: Liều bức xạ giảm khi giảm cao thế và % khác biệt so với giá trị
chuẩn 120 kV 52



vii

DANH MỤC CÁC HÌNH VẼ
Hình 1.1: (A) Thiết bị ghi hình positron đầu tiên trên thế giới. Ảnh chụp Bs.
Brownell (trái) và Aronow và thiết bị năm 1953. (B) Hình ảnh về
phương pháp ghi hình phát xạ positron sử dụng đồng vị
74
As [5]. 3
Hình 1.2: MGH PC-I máy ghi hình cắt lớp positron đầu tiên trên thế giới
(1968 -1971) [6]. 3
Hình 1.3: Ảnh cho thấy độ phân giải của máy PET được cải thiện theo thời
gian từ 1975 đến 1995 [6]. 4
Hình 1.4: Máy ghi hình PET/CT, Biograph 64 True Point with True V, tại đơn
vị PET-CT và Cyclotron – Bệnh viện Chợ Rẫy. 5
Hình 1.5: Minh họa sự hình hành một ma trận dữ liệu thô, sinogram [8]. 6
Hình 1.6: Minh họa các sự kiện hủy cặp được ghi nhận và một số sự kiện hủy
cặp không được ghi nhận khi chỉ có 1 photon đến được detector

[14]. 8
Hình 1.7: Các loại sự kiện trùng phùng trong PET [13]. 9
Hình 1.8: Tinh thể đầu dò trong máy PET [19]. 12
Hình 1.9: Quãng chạy của positron sau phân rã [14]. 15
Hình 1.10: Hai tinh thể dò đối xứng hoạt động trong chế độ trùng phùng ngẫu
nhiên [15]. 16
Hình 1.11: Minh họa độ lệch không tuyến tính [14]. 17
Hình 1.12: A) CT thế hệ đầu tại bệnh viện Atkinson Morleys [18], Londres
1971. B) CT SOMATO Force 2 nguồn của siemens tại Chicago
2013[17]. 18
Hình 1.13: Hình trái minh hoạ quá trình thu nhận ảnh CT của một vật thể, giúp
tìm ma trận dữ liệu thô. Và hình bên phải, là hình chiếu ngược từ
bộ dữ liệu thô được dựng lại bằng các thuật toán tái tạo ảnh [8] . 19
Hình 2.1: Vị trí mũi tên cho thấy trong hình (A) là ảnh CT cho thông tin về
cấu trúc của các cơ quan; (B) là ảnh PET cung cấp hình ảnh chuyển
hóa của tổn thương, trên hình là những nốt sáng bất thường; (C) là
ảnh kết hợp PET/CT cung cấp cả hai loại thông tin cho ta biết rất rõ
hình dạng và vị trí của tổn thương [6] . 22
Hình 2.2: Máy PET/CT là sự kết hợp 2 khối máy ghi hình cắt lớp điện toán
(CT) và máy ghi hình cắt lớp positron (PET) riêng biệt [16]. 24
Hình 2.3: Hình ảnh minh hoạ vị trí hủy cặp và hai photon 511 keV thoát ra và
đập vào đầu dò PET. 24
Hình 2.4: Các bước quét lấy dữ liệu để điều chỉnh sự suy giảm của quét phát
xạ quét trống (B ij), quét truyền qua (Tij), quét phát xạ (Eij)

[5]. 26


viii


Hình 2.5: Sơ đồ khối mô tả qui trình hiệu chỉnh suy giảm ảnh PET sử dụng
ảnh CT [9]. 27
Hình 2.6: Hệ số suy giảm của tia X với ứng với các mức năng lượng khác
nhau trong một số loại mô thường gặp [5]. 28
Hình 2.7: Đồ thị biểu diễn liều cho một lát cắt có độ rộng 10 mm. Phần liều do
tán xạ gây nên xung quanh lát cắt được tô sọc màu đỏ được cộng
dồn vào diện tích bên trong bề dày lát cắt được tô sọc màu xanh. 35
Hình 2.8: Sự chồng chập của chùm tia X được xác định dọc theo trục z [12]. 36
Hình 2.9: Minh họa tổng chiều dài quét L trong tính tích liều chiều dài DLP
[12]. 37
Hình 3.1: Hình nộm giả người (Phantom NEMA IEC Body) được dùng trong
khóa luận này để làm thực nghiệm thu thập số liệu đánh giá chất
lượng hình ảnh PET/CT và liều bức xạ. Nguồn: bệnh viện Chợ Rẫy
TP Hồ Chí Minh. 40
Hình 3.2: Máy đo liều CRC 25 PET. 41
Hình 3.3: Hình ảnh minh hoạ giai đoạn tiêm thuốc phóng xạ vào phantom và
các quả cầu. 42
Hình 3.4: Bố trí phantom trên bàn ghi hình, các đường laser màu đỏ dùng để
cân chỉnh vị trí trung tâm của phantom sao cho trùng với trường
chụp của khoang máy CT và khoang máy PET 43
Hình 3.5: Hình ảnh PET/CT với thông số 80 kV; (A, D) ảnh CT theo trục axial
và coronal cho thấy tín hiệu nhiễu cao thể hiện qua độ mịn
(Smooth) của hình ảnh, ngoài ra còn khó phân biệt các quả cầu theo
hướng coronal (mũi tên màu đỏ). 44
Hình 3.6: Hình ảnh PET/CT với thông số 100 kV; (A, D) ảnh CT theo trục
axial và coronal cho thấy tín hiệu nhiễu đã giảm đi thể hiện qua độ
mịn của hình ảnh so với ảnh 80 kV, và trên ảnh (D) các quả cầu
trên ảnh coronal (mũi tên màu đỏ) cũng đã cải thiện hơn so với 80
kV 45
Hình 3.7: Hình ảnh PET/CT với thông số 120 kV; (A, D) ảnh CT theo trục

axial và coronal cho thấy tín hiệu nhiễu đã giảm đi thể hiện qua độ
mịn của hình ảnh so với ảnh 80 kV, và trên ảnh (D) các quả cầu
trên ảnh coronal (mũi tên màu đỏ) cũng đã cải thiện hơn so với 80
kV 46
Hình 3.8: Hình ảnh PET/CT với thông số 140 kV; (A, D) ảnh CT theo trục
axial và coronal cho thấy tín hiệu rất rõ nét, có thể xác định được bề
dày của các quả cầu. Tín hiệu nhiễu giảm, làm cho hình ảnh có độ


ix

mịn rất cao; và trên ảnh (D) các quả cầu trên ảnh coronal (mũi tên
màu đỏ) cũng rõ nét. 47
Hình 3.9: Hình ảnh CT với các thông số chụp thay đổi từ 80 kV đến 140 kV.
Rõ ràng bằng mắt thường ta có thể đánh giá được độ sắc nét của
từng hình ảnh, qua đó cho thấy điện thế càng cao, thì nhiễu càng
giảm và hình ảnh càng sắc nét, mịn màng hơn. Tuy nhiên rất khó để
phân biệt sự khác biệt giữa hình ảnh 120 kV và 140 kV. 49
Hình 3.10: Hình ảnh CT với cùng một lát cắt nhưng có thông số chụp CT khác
nhau là 80 kV và 120 kV. Hình (B) 120 kV có thể quan sát rõ tất cả
các quả cầu với bề dày của quả cầu có thể đo được. Tuy nhiên rất
khó để phân biệt các quả cầu trên hình (A) 80 kV. 50
Hình 3.11: Biểu đồ biểu diễn sự thăng giáng của Max SUV theo cao thế chụp
CT cho các quả cầu đường kính 37 mm, 28 mm, 22 mm, 13 mm và
10 mm. 51

1

LỜI MỞ ĐẦU
PET/CT là sự kết hợp giữa 2 hệ thống PET và CT, được đưa vào ứng dụng

trong chẩn đoán lần đầu vào năm 2000. Sự ra đời của PET/CT đánh dấu một bước
phát triển quan trọng của y học hiện đại. Kỹ thuật này mang lại cùng lúc các thông
tin về chức năng liên quan đến hoạt động chuyển hóa và các thông tin về cấu trúc
giải phẫu của các cơ quan cần thăm khám, giúp phát hiện sớm, chính xác các tổn
thương bệnh lý, đặc biệt là trong chẩn đoán bệnh lý ung thư, tiền đề cho việc điều
trị đạt hiệu quả tốt nhất về sau.
Ngoài ưu điểm là cung cấp thông tin cấu trúc của cơ thể thì ảnh CT trong ghi
hình PET/CT còn có một chức năng quan trọng khác là hiệu chỉnh sự suy giảm, với
sự tích hợp PET/CT trong cùng một lần chụp thì việc hiệu chỉnh suy giảm đã trở
nên thuận tiện hơn rất nhiều. Tuy nhiên, ngoài ưu điểm về thời gian và chất lượng
hình ảnh thì việc tích hợp CT trong ghi hình PET cũng mang lại một liều bức xạ
chiếu ngoài đáng kể cho bệnh nhân.
Vấn đề đặt ra là làm sao cân bằng giữa liều chiếu xạ bệnh nhân phải nhận ở
mức thấp nhất trong khi đó chất lượng ảnh PET/CT phải đáp ứng được yêu cầu đặt
ra. Trong nhiều tình huống lâm sàng khác nhau, giá trị thông số chụp CT hiện tại có
thể được giảm xuống trong khi vẫn cho sự điều chỉnh suy giảm của ảnh PET một
cách tối ưu.
Mục tiêu của khóa luận này là nghiên cứu chất lượng hình ảnh PET/CT khi
thay đổi thông số chụp CT cũng như liều bức xạ từ đó có thể đưa ra những khuyến
cáo hợp lý nhất để làm sao cân bằng được yêu cầu là đảm bảo chất lượng hình ảnh
và liều bức xạ thấp nhất.


2

CHƯƠNG 1. TỔNG QUAN VỀ MÁY GHI HÌNH PET/CT
Tổng quan thiết bị ghi hình PET/CT
Trong những năm gần đây, sự phát triển về khoa học kỹ thuật và công nghệ đã
cho ra đời nhiều thiết bị y học hiện đại. Chính điều này đã hỗ trợ và giúp ích rất
nhiều cho các thầy thuốc trong công việc chẩn đoán và điều trị. Một trong số những

kỹ thuật hiện đại được áp dụng thực tế vào trong y học là kỹ thuật ghi hình chuyển
hóa ở mức độ phân tử bằng máy ghi hình PET/CT. Sự ra đời hệ thống máy PET/CT
đã tạo nên một phương thức ghi hình y học hiện đại với ưu thế tận dụng những ưu
điểm của CT và của cả PET, nhờ có được đồng thời hình ảnh cấu trúc giải phẫu của
CT và hình ảnh chức năng chuyển hóa của PET. Trong hơn 10 năm gần đây, kỹ
thuật PET/CT có những bước phát triển nhanh chóng cả về số lượng máy và chất
lượng hình ảnh do được áp dụng các tiến bộ của khoa học công nghệ và sự ra đời
của các dược chất phóng xạ mới. Điều này đem lại nhiều thông tin hơn giúp ích cho
chẩn đoán và đánh giá kết quả điều trị, bởi vậy PET/CT ngày càng được ứng dụng
rộng rãi hơn và nhu cầu các chuyên khoa lâm sàng cần đến chỉ định của PET/CT
cũng ngày càng tăng lên. Các lĩnh vực áp dụng chính của PET/CT trong lâm sàng
hiện nay là: ung bướu, tim mạch, thần kinh và một số bệnh lý khác… Trong đó, các
chỉ định về ung bướu chiếm trên 90% tổng số các trường hợp.
1.1. Chụp cắt lớp phát xạ possitron (PET)
Vào những năm đầu thập niên 1950, máy ghi hình positron đầu tiên trên thế
giới được phát triển bởi nhà vật lý Brownell và bác sĩ Sweet với phương pháp chụp
xạ hình não bằng Arsenic-74 tại bệnh viện Massachusetts.
Những năm sau đó, từ 1970, các thế hệ máy PET tiếp tục ra đời và phát triển
cho phép chúng ta chụp hình cắt lớp positron. Ban đầu là máy PET 2 đầu dò tinh thể
NaI(TI) đối xứng nhau cho đến thiết kế máy PET với các khối đầu dò bố trí liên tục
với nhau tạo thành một vòng tròn đầu dò khép kín. Cùng với đó chất lượng ảnh
cũng dần được cải thiện, độ phân giải ảnh tăng dần theo thời gian ra đời.
Dưới đây là một số hình ảnh minh họa cho sự phát triển theo thời gian của kỹ
thuật ghi hình PET/CT. Hình 1.1, đại diện cho thế hệ máy ghi hình positron đầu tiên

3

trên thế giới. Hình ảnh thu được là ảnh hai chiều, chỉ cho thấy có sự hấp thụ thuốc
phóng xạ trong não nhưng không xác định được vị trí của tổn thương.



(A)
(B)
Hình 1.1: (A) Thiết bị ghi hình positron đầu tiên trên thế giới. Ảnh chụp Bs.
Brownell (trái) và Aronow và thiết bị năm 1953. (B) Hình ảnh về phương pháp ghi
hình phát xạ positron sử dụng đồng vị
74
As [5]
Trong hình 1.2 là thế hệ ghi hình cắt lớp Positron đầu tiên, thiết kế với dãy đầu
dò (detector) dạng mảng, sử dụng tinh thể nhấp nháy NaI. Để ghi hình cắt lớp thì
hai đầu dò sẽ xoay từng vị trí quanh cơ thể bệnh nhân, thời gian ghi hình kéo dài
hàng giờ đồng hồ.


Hình 1.2: MGH PC-I máy ghi hình cắt lớp positron đầu tiên trên thế giới (1968 -
1971) [6]

4

Hình 1.3 minh họa các hình ảnh khác nhau theo từng thế hệ máy ghi hình PET
của hãng Siemens. Bằng trực quan ta thấy rằng, chất lượng hình ảnh PET đã được
cái thiện đáng kể sau mỗi giai đoạn. Tuy nhiên, ghi hình PET thời gian này cũng
chưa phổ biến, hầu hết chỉ được thực hiện ở các viện, trung tâm nghiên cứu ở các
nước phát triển, có nền y học tân tiến.

Hình 1.3: Ảnh cho thấy độ phân giải của máy PET được cải thiện theo thời gian
từ 1975 đến 1995 [6]
Đến năm 1998, tại trường đại học Pittsburgh lần đầu tiên sự kết hợp của máy
PET và máy CT được thực hiện bởi Dr. Ron Nutt và Dr. David Townsend. Nguyên
mẫu đầu tiên của PET/CT được lắp đặt tại Trung tâm y tế Đại học Pittsburgh. Thiết

bị này được tạp chí Time’s bình chọn là phát minh y khoa của năm 2000. Tiếp sau
đó, năm 2001 thiết bị này một lần nữa được bình chọn là sản phẩm của năm. Hệ
thống PET/CT thương mại đầu tiên ra mắt thị trường vào năm 2001 và số liệu thống
kê vào năm 2009 cho thấy, có khoảng 2000 máy PET/CT được lắp mới tại Mỹ và
khoảng 350 máy được lắp đặt tại châu Âu [7]
Tại Việt Nam, kỹ thuật ghi hình PET/CT được đưa vào áp dụng lần đầu vào
năm 2009, mở ra một chương mới trong lịch sử của nền y học nước ta, đặc biệt là
đối với chuyên ngành Y học Hạt nhân. Tính đến thời điểm hiện tại thì cả nước đã có
6 máy PET/CT đi vào hoạt động nhưng chủ yếu tập trung tại hai thành phố lớn là


5

Hà Nội và TP Hồ Chí Minh. Trong hình 1.4 là hình ảnh của máy ghi hình PET/CT
tại Bệnh Viện Chợ Rẫy.

Hình 1.4: Máy ghi hình PET/CT, Biograph 64 True Point with True V, tại đơn vị
PET-CT và Cyclotron – Bệnh viện Chợ Rẫy.

1.1.1. Nguyên lý ghi hình của máy PET
Nguyên lý cơ bản:
PET (Positron Emission tomography) là kỹ thuật chụp hình dựa trên sự phân
rã phóng xạ của các hạt nhân không bền phát xạ positron. Các hạt nhân phát xạ
positron được sản xuất bằng máy gia tốc vòng Cyclotron được gắn vào các chất nền
hoặc các phân tử liên quan đến dược phẩm, sau khi qua giai đoạn kiểm tra chất
lượng, nếu dược phẩm đảm bảo các yêu cầu về chi tiêu chất lượng theo tiêu chuẩn
của Châu Âu hoặc Hoa Kỳ thì được gọi là thuốc phóng xạ, và từ đó có thể tiêm vào
cơ thể bệnh nhân. Vì nhân phóng xạ dùng trong ghi hình PET là hạt nhân không bền
(dư proton) nên sẽ xảy ra quá trình phân rã một proton thành neutron và positron
như sau:


1 1 0
1 0 1
pn

   




6

Năng lượng giải phóng trong phân rã này cung cấp động năng cho 3 hạt nhân
con. Theo đó, positron sẽ di chuyển một quãng đường ngắn trong cơ thể, ion hóa
các mô và bị mất hết năng lượng, về mức năng lượng nghỉ. Lúc này positron sẽ bắt
cặp với một electron trong khoảng thời gian 10
-12
s, sau đó xảy ra hiện tượng hủy
cặp, quá trình hủy cặp positron-electron sẽ phát ra đồng thời 2 tia gamma có cùng
năng lượng 511 keV nhưng ngược nhau 180
0
.
Dựa vào 2 tia gamma phát ra cùng lúc ngược chiều nhau, người ta đặt xung
quanh bệnh nhân hệ thống các đầu dò tạo thành 1 vòng tròn khép kín để ghi nhận
tín hiệu trùng phùng. Tín hiệu trùng phùng xảy ra khi hai photon 511 keV phát ra từ
một sự kiện hủy cặp được ghi nhận bởi hai đầu dò đối xứng nhau. Một đường thẳng
“tưởng tượng” nối giữa hai đầu dò đã ghi nhận được sự kiện trùng phùng (hay một
sự kiện hủy cặp) thì ta gọi đó là LOR (line of response), hay còn gọi là đường áp
ứng. Tất cả các sự kiện trùng phùng, bao gồm sự kiện trùng phùng đúng, trùng
phùng ngẫu nhiên và trùng phùng tán xạ sẽ được tập hợp lại thành dạng ma trận dữ

liệu thô, gọi là ma trận sinogram, như minh họa trong hình 1.5.

Hình 1.5: Minh họa sự hình hành một ma trận dữ liệu thô, sinogram [8]

7

Tất cả các sự kiện trùng phùng trong ghi hình PET là một tập hợp các đường
LOR. Nó là một hàm phụ thuộc vào sự định hướng góc và vị trí so với tâm của thân
máy (Gantry). Ví dụ, trong hình 1.5A, ta thấy tâm của Gantry được đánh dấu bằng
ký tự X, hình eclipse là khối u giả sử có 4 sự kiện hủy cặp được phát ra từ một vị trí
bất kỳ trong khối u, khi đó ta vẽ được 4 đường LOR tương ứng là A, B, C và D;
trong hình 1.5B, 4 đường LOR này sau đó được mã hóa trên sinogram với góc định
hướng trên trục y và vị trí lệch so với tâm của Gantry là trục x; trong hình 1.5C, là
Sinogram của một vật thể phức tạp hơn trong thực tế, và sau khi được tái tạo bởi các
thuật toán chuyên biệt ta thu được một ảnh PET là hình 1.5D [8]
Nguyên lý ghi nhận sự kiện trùng phùng:
Quá trình ghi hình PET sẽ ghi nhận 2 photon hủy cặp gần như đồng thời. Việc
phát hiện 2 photon hủy cặp gần như đồng thời này cho phép PET định vị được vị trí
ban đầu của chúng dọc theo 1 đường thẳng giữa 2 đầu dò (detector), mà không cần
phải sử dụng các bộ chuẩn trực (collimator). Và cơ chế này được gọi là cơ chế dò sự
kiện hủy cặp trùng phùng, ACD (annihilation coincidence detection). Việc phát hiện
2 photons hủy cặp đồng thời bằng 2 đầu dò đối xứng nhau, thực chất chính là xác
định thể tích (hay vị trí) mà chúng đã phát ra, hay vị trí xảy ra hiện tượng hủy cặp.
Hầu hết các đầu dò ACD có tiết diện ngang là vuông hoặc chữ nhật.
Một mạch trùng phùng logic, có nhiệm vụ xử lý các tín hiệu từ các đầu dò đối
xứng nhau. Trong hầu hết các máy PET scanner, đều được gắn thêm một thiết bị
điện tử số hoá, gọi là tem thời gian (time stamp), nhiệm vụ của tem thời gian là ghi
nhận các sự kiện phát hiện được. Thông thường độ chính xác của phép ghi nhận này
vào khoảng từ 1-2 nano giây (1-2 x 10
-9

s). Các bộ xử lý trùng phùng, sẽ kiểm tra
mỗi sự kiện ghi nhận được tại tem thời gian và so sánh với các dữ kiện ghi nhận
được từ các đầu dò đối xứng. Một sự kiện trùng phùng được ghi nhận là xảy ra khi
có một cặp sự kiện được ghi nhận trong một giới hạn cửa sổ thời gian trùng phùng
riêng (coincidence timing window), thông thường nằm trong khoảng từ 6-12 nano
giây.

8

Mặc dầu các photons hủy cặp là phát ra đồng thời, nhưng cũng có một lượng
nhỏ xác định các sự kiện xảy ra bị ảnh hưởng bởi thời gian truyền tín hiệu qua các
dây cáp điện, các thiết bị điện tử và vị trí của sự kiện so với tâm của thân máy, như
minh họa trong hình 1.6.

Hình 1.6: Minh họa các sự kiện hủy cặp được ghi nhận và một số sự kiện hủy cặp
không được ghi nhận khi chỉ có 1 photon đến được detector [14]
Khả năng xác định vị trí của ACD dựa trên các sự kiện trùng phùng thời gian
(coincidence timing) mà không cần chuẩn trực hấp thụ (absorptive collimation),
được gọi là chuẩn trực điện tử. Vì các ACD không yêu cầu các collimator xác định
vị trí không gian, nên số sự kiện ghi nhận được sẽ lớn hơn nhiều so với sử dụng các
collimator hấp thụ (được dùng phổ biến trong các máy SPECT). Cùng với đó là
nhiều đầu dò đối xứng nhau được bố trí thành một vòng hoặc là được sắp xếp thành
các dãy đầu dò bao quanh bệnh nhân và hoạt động của mỗi đầu dò thì trùng với
nhiều đầu dò ở các dãy khác. Khi hai tín hiệu được ghi nhận cùng lúc ở 2 đầu dò ở 2
dãy khác nhau cũng được ghi nhận như là một sự kiện đúng.

9

1.1.2. Các loại sự kiện trùng phùng
Sự kiện trùng phùng ngẫu nhiên trong PET có thể được phân làm ba loại:

trùng phùng đúng, tán xạ, ngẫu nhiên như thể hiện trong hình 1.7 [5]

Hình 1.7: Các loại sự kiện trùng phùng trong PET [13]
Trong hệ thống PET lý tưởng, chỉ những tín hiệu gọi là trùng phùng thật do sự
hủy cặp tạo ra mới được ghi nhận là tín hiệu thực. Tuy nhiên, do những hạn chế của
hệ thống đầu dò và các mạch điện tử liên quan mà những sự kiện không mong
muốn cũng được ghi nhận lại :
 Sự trùng phùng đúng xảy ra khi cả hai photon từ một sự kiện hủy cặp
được phát hiện trùng hợp ngẫu nhiên, không phải trải qua bất kỳ hình thức tương tác
nào trước khi được ghi nhận.
 Sự trùng phùng tán xạ xảy ra khi có ít nhất một trong hai photon phát
hiện đã trải qua ít nhất một tán xạ Compton trước khi được ghi nhận. Tán xạ làm sai
vị trí của phản ứng hủy cặp nên gây giảm độ tương phản và ảnh hưởng đến sự chính
xác về phân bố phóng xạ trong cơ thể. Tần suất xảy ra phụ thuộc vào khối lượng,

10

đặc tính suy giảm của đối tượng được chụp ảnh và hình học của máy ghi hình. Do
không thể đo trực tiếp được, người ta đánh giá tán xạ từ sự phát xạ thu được. Độ
suy giảm và độ chính xác của sự hiệu chỉnh tán xạ có liên quan trực tiếp đến độ
tương phản và chất lượng ảnh.
 Sự trùng phùng ngẫu nhiên xảy ra khi hai photon không phát sinh từ
cùng một sự kiện hủy cặp nhưng lại được ghi nhận cùng lúc trên máy dò. Sự trùng
phùng ngẫu nhiên cũng gây giảm độ tương phản của ảnh, ảnh hưởng tới chất lượng
ảnh. Hiện nay đã có các phương pháp đo biến cố ngẫu nhiên và làm giảm ảnh
hưởng của các biến cố ngẫu nhiên này, tuy nhiên điều này lại dẫn tới làm tăng mức
nhiễu ảnh. Do đó tỷ lệ biến cố ngẫu nhiên phải ở mức nhỏ nhất. Tỷ lệ trùng phùng
thật sẽ tăng tuyến tính cùng với hoạt độ phóng xạ còn tỷ lệ ngẫu nhiên lại tăng cùng
với bình phương hoạt độ. Vì vậy tăng hoạt độ phóng xạ đưa vào bên trong cơ thể
người bệnh không hoàn toàn cải thiện được chất lượng ảnh [4].

1.1.3. Nhân phóng xạ dùng trong ghi hình PET
Hiện nay, chụp cắt lớp phát xạ positron là một phương thức chẩn đoán được
sử dụng ngày càng phổ biến trong chẩn đoán ung thư, lập kế hoạch xạ trị, theo dõi
đáp ứng xạ trị, hóa trị. Một số kỹ thuật ghi hình PET chuyên biệt còn cung cấp hình
ảnh cơ tim và tưới máu cơ tim cho bệnh nhân. Chụp cắt lớp phát xạ positron là một
phương thức chẩn đoán hình ảnh phân tử dựa trên cơ chế phân rã hạt nhân của các
đồng vị phóng xạ giàu proton, với các đặc tính vật lý và sinh hóa riêng biệt. Về cơ
bản một nhân phóng xạ PET lý tưởng cần phải đáp ứng một số tiêu chí sau:
 Sản xuất tương đối dễ dàng, đầy đủ về số lượng, đảm bảo về chất lượng
và độ tinh khiết.
 Có đặc tính hóa học thích hợp để tổng hợp thành các loại thuốc phóng xạ
khác nhau cho phép nghiên cứu các quá trình chuyển hóa trong cơ thể.


11

Bảng 1.1: Đặc tính vật lý của một số đồng vị phóng xạ trong ghi hình PET/CT .
Nhân phóng
xạ
Thời gian
bán rã vật lý
(T
1/2
phút)
Kiểu phân
rã
(%)
Phản ứng
hạt nhân
Năng lượng

trung bình
(MeV)
18
F
110
96,7
18
O(p,n)
18
F
0,2498 (
+
)
11
C
20,4
99,77
14
N(p,)
11
C
0,3856 (
+
)
13
N

10
100
16

O(p,)
13
N
0,4918 (
+
)
15
O
2
100
15
N(p,n)
15
O
0,7352 (
+
)
68
Ga
68,3
87,7
68
Zn(p,n)
68
Ga
0,836 (
+
)
86
Y

884
12,4
86
Sr(p,n)
86
Y
0,55 (
+
)
124
I
6048
11,0
124
Te(p,n)
124
I
0,6859 (
+
)
Từ số liệu bảng trên, ta nhận thấy đặc điểm chính của các đồng vị phóng xạ
dùng trong ghi hình PET, PET/CT là chúng có thời gian bán rã vật lý rất ngắn ví dụ
13
N: T
1/2
= 10 phút,
18
F: T
1/2
= 110 phút. Do đó quá trình gắn nhân phóng xạ vào các

chất mang để tổng hợp thành thuốc phóng xạ cần được thực hiện gần nơi sử dụng
thuốc. Với ưu điểm sử dụng kỹ thuật gia tốc chùm ion âm, cho hiệu suất sản xuất
đồng vị cao, chùm tia hội tụ tốt và phông bức xạ tàn dư thấp các máy Cyclotron
được phát triển và ứng dụng trong thực tế để sản xuất nhân phóng xạ sử dụng trong
việc tổng hợp thuốc dùng trong ghi hình PET/CT.
1.1.4. Cấu tạo khoang máy PET
Thành phần quan trọng nhất của khoang máy PET đó là khối đầu dò nhấp
nháy. Ở các thế hệ máy PET đầu tiên khối đầu dò nhấp nháy được thiết kế thành
dãy đầu dò đối xứng, do đó để thu thập được hình ảnh cắt lớp 3 chiều thì chúng phải
quay quanh trục bệnh nhân. Một số máy PET có khối đầu dò nhấp nháy được thiết
kế xếp thành vòng cố định hay loại đầu dò nhiều cạnh hoạt động với chế độ đa
trùng phùng nhưng hiện nay hầu hết các máy đều sử dụng thiết kế kiểu đầu dò bố trí
liên tục thành vòng tròn.

12

Các tinh thể nhấp nháy được sử dụng trong đầu dò máy PET thường ở dạng
rắn, khi các photon hủy cặp đi vào tinh thể nó sẽ cung cấp năng lượng cho các tinh
thể nhấp nháy chuyển lên trạng thái kích thích và trở về trạng thái cơ bản bằng cách
phát ra ánh sáng nhấp nháy có bước sóng trong miền nhìn thấy. Người ta ghi nhận
và khuếch đại các ánh sáng nhấp nháy đó bằng ống nhân quang điện
(PhotoMutiplier Tube: PMT) và sinh ra các quang electron (photoelectron). Các
electron này tiếp tục được nhân lên nhiều lần bởi dinod của ống nhân quang để hình
thành tín hiệu điện đủ lớn phục vụ cho việc xử lý và tái tạo ảnh. Quá trình này đòi
hỏi các tinh thể nhấp nháy phải có mật độ khối lượng và số nguyên tử cao, khả năng
phát sáng tốt và đáp ứng nhanh. Đây là những điều kiện quan trọng để giảm sự kiện
ngẫu nhiên và tán xạ, do đó làm giảm sai số thống kê trên một dải năng lượng xác
định.

Hình 1.8: Tinh thể đầu dò trong máy PET [16].

Việc ghi nhận đúng các sự kiện thực và giảm ghi nhận các biến cố ngẫu
nhiên đòi hỏi hệ thống phải được xây dựng trên một hệ điện tử nhanh. Hơn nữa các
đầu dò cần phải có thời gian đáp ứng nhanh, chẳng hạn chúng cần phải xác định
chính xác sự trùng phùng trong vòng 5 – 10 ns. Đặc tính này liên quan tới độ phân
giải thời gian và vật liệu làm đầu dò. Độ phân giải thời gian ảnh hưởng trực tiếp tới

13

tỷ lệ biến cố ngẫu nhiên ghi nhận được, nếu hiệu chỉnh được số đo các biến cố ngẫu
nhiên ta sẽ cải thiện được chất lượng hình ảnh. Độ phân giải thời gian đối với bất kì
vật liệu đầu dò nào cũng là hàm số của thời gian hấp thụ ánh sáng và thông lượng
ánh sáng phát ra đối với mỗi photon hấp thụ. Như vậy, thời gian hấp thụ ánh sáng
càng ngắn và thông lượng ánh sáng phát ra càng nhiều thì đầu dò đáp ứng càng
nhanh. Dưới đây là đặc điểm một vài vật liệu làm đầu dò máy PET:
Bảng 1.2: Tính chất của một số chất nhấp nháy dùng trong thiết kế đầu dò PET [6]

Đặc trưng
Giá trị
mong
đợi
NaI
BGO
GSO
LSO
Mật độ (g.cm
-3
)
Thể hiện hiệu suất
ghi nhận của đầu dò
Cao

3,67
7,13
6,7
7,4
Số nguyên tử hiệu
dụng (Z)
Tăng độ nhạy
Cao
51
74
59
66
Thời gian chết (ns)
Khả năng loại bỏ sự
kiện ngẫu nhiên
Thấp
230
300
65
40
Hiệu suất ánh sáng
tương đối (%)
Tác động lên độ
phân giải không
gian và năng lượng
Cao
100
15
30
75

Độ phân giải năng
lượng (%)
Khả năng loại bỏ sự
kiện tán xạ
Cao
7,8
10,1
9,5
10,0
Nhạy với độ ẩm
Dễ chế tạo, tăng sự
tin cậy và chi phí
bảo trì thấp
không
không
Có
Có
Có
Sự bền bỉ, chắc chắn
Có
không
Có
không
Có
Trong thực tế, có rất nhiều vật liệu tinh thể nhấp nháy được ứng dụng trong
chế tạo đầu dò PET, mỗi vật liệu đều có những ưu và nhược điểm riêng (bảng 1.2).
Các loại tinh thể nhấp nháy được dùng phổ biến nhất hiện nay cho dòng máy PET
trên thị trường là LSO (Lutetium Oxyorthosilicate), BGO (Bismuth Germanium

14


Oxide) và GSO (Gadolinium OxyorthoSilicate). Bảng 1.2 cho thấy, tinh thể NaI có
hiệu suất biến đổi ánh sáng rất tốt (100%) tuy nhiên NaI lại có thời gian chết khá
dài (230 ns) làm ảnh hưởng đến thời gian đáp ứng của hệ thống. Còn GSO mặc dù
hiệu suất biến đổi ánh sáng chỉ bằng 30% NaI nhưng thời gian đáp ứng lại nhanh
hơn nhiều (65 ns).
1.1.5. Những yếu tố vật lý ảnh hưởng đến hình ảnh PET
1.1.5.1. Thời gian bay, TOF (Time Of Flight)
Về lý thuyết chúng ta có thể xác định được vị trí điểm hủy cặp theo một đường
thẳng giữa 2 đầu dò ACD, bằng cách xác định sự khác nhau về thời gian tại thời
điểm 2 photon được ghi nhận bởi 2 đầu dò. Kỹ thuật này, cho phép có thông tin về
hình ảnh học cơ thể mà không cần dựa vào các thuật toán tái tạo ảnh được gọi là kỹ
thuật theo dõi thời gian bay TOF.
Nếu chúng ta gọi độ chêch lệch về thời gian đến của các photons là t, thì khi
đó, vị trí của sự kiện hủy cặp tương ứng với điểm giữa của 2 dầu dò là d, và d
được tính bằng công thức sau:

 



(1.1)
Trong đó: c là vận tốc ánh sáng trong chân không (3x10
10
cm/s).
Nếu theo phương trình (1.1) bên trên thì để đạt được độ phân giải là 1cm (d
= 1) thì lúc đó độ phân giải về thời gian, tức t phải đạt cỡ 66 psec, 1psec = 10x10
-
12
sec. Mặc dầu các thiết bị điện tử có khả năng làm được điều này. Nhưng sự tăng

số lượng tín hiệu ánh sáng từ các tinh thể nhấp nháy hiện tại sử dụng trong xử lý
ảnh PET là quá chậm để đạt được độ phân giải thời gian như vậy. Cũng như là một
số lượng xác định quang điện tử lớn được sinh ra khi một photon hủy cặp được ghi
nhận sẽ dẫn đến một thời điểm gọi là khủng hoảng thời gian (time jitter), điều này
làm tăng sai số trong các sự kiện xử lý thời gian và trở nên nghiêm trọng với các
đầu dò có độ phân giải thời gian tương đối thấp.

15

1.1.5.2. Về vị trí của positron hủy cặp
Positron không ngay lập tức bị mất năng lượng và hủy cặp khi chúng được
giải phóng. Thay vào đó chúng di chuyển một đoạn trong vật chất, tùy thuộc vào
động năng ban đầu của nó và mật độ điện tử của vật chất hấp thụ. Các positron tạo
ra có một sự phân bố động năng liên tục, từ 0 đến một ngưỡng năng lượng cực đại
(bảng 1.1). Vì vậy, phạm vi dịch chuyển của positron là một phân phối được đặc
trưng bởi một nửa bề rộng cực đại (FWHM) của phổ năng lượng [15]. Đối với các
nguyên tố như
18
F và
11
C, giá trị quãng chạy trong nước của positron là:
FWHMp từ 0,1- 0,5 mm (1.2)

Hình 1.9: Quãng chạy của positron sau phân rã [14]
1.1.5.3. Kích thước của các tinh thể nhấp nháy trong các đầu dò
Kích thước hữu hạn của máy dò bức xạ không cho phép chúng ta ghi nhận
photon bằng một đường thẳng đáp ứng (line of response LOR) giữa hai đầu dò mà
là một vùng thể tích nhỏ. Vì PET sử dụng các đầu dò rời rạc, do đó độ phân giải
không gian của đầu dò được xác định bằng độ rộng của mỗi đầu dò qua 


.


= 



(1.3)

16

Với 

là kích thước ngang của một phần tử đầu dò. Điều này được thể hiện
trong hình 1.10. Trong máy ghi hình PET/CT hiện đại, kích thước ngang của tinh
thể là khoảng 4-6 mm [15].

Hình 1.10: Hai tinh thể dò đối xứng hoạt động trong chế độ trùng phùng ngẫu
nhiên [15].
1.1.5.4. Sự không tuyến tính của photon hủy cặp:
Về lý thuyết, sự hủy cặp chịu ảnh hưởng của một phần động năng nhỏ còn lại
sau quãng chạy của Positron làm cho các photon 511 keV không phát ra chính xác
theo hai hướng ngược nhau 180° mà sai lệch thêm khoảng 0.25° [15]. Sự sai lệch
này được gọi là độ lệch không tuyến tính (non-collinearity) [5]