Chuyên mục lưu trữ: Tổng hợp

ĐẦU DÒ PHOTON-COUNTING CT (PHOTON-COUNTING DETECTOR CT)

1. Giới thiệu

Photon-counting detector computed tomography (PCD-CT) là một công nghệ CT mới được Cục Quản lý Thực phẩm và Dược phẩm Hoa Kỳ phê duyệt, khắc phục nhiều hạn chế của đầu dò tích hợp năng lượng thông thường. Nó sử dụng vật liệu bán dẫn để tạo tín hiệu điện tử từ các photon tia X. Bài viết đánh giá đặc biệt này xem xét các lợi ích lâm sàng của công nghệ này trên nhiều chuyên ngành X quang khác nhau.

2. Các đặc tính kỹ thuật chính của PCD-CT

Hình 1 cho thấy một sơ đồ trình bày của các đầu dò tích hợp năng lượng (energy integrating) và PCD. PCD trực tiếp chuyển đổi năng lượng tia X hấp thụ thành tín hiệu điện tử (electronic signal), khi một điện áp lớn được đặt lên chất bán dẫn, sẽ tạo ra các cặp lỗ electron khi một photon chạm vào đầu dò. Tất cả các máy chụp CT khác đều sử dụng đầu dò tích hợp năng lượng thông thường dựa trên bộ đếm nhấp nháy ánh sáng nhìn thấy được khi tia X chiếu vào chúng. Ánh sáng này yêu cầu sử dụng vách ngăn phản xạ trong đầu dò tia X thông thường để truyền ánh sáng về phía cảm biến photon quang học (optical photon sensor).

Do PCD không yêu cầu một vách ngăn như vậy nên việc sử dụng PCD cho phép giảm đáng kể kích thước pixel của đầu dò mà không ảnh hưởng đến hiệu quả phát hiện hình học (hệ số lấp đầy). Điều này làm cho PCD có khả năng tạo ảnh có độ phân giải cực cao và đã được tận dụng để tăng độ phân giải không gian của ảnh CT trong phòng thí nghiệm, cho cả vùng cơ thể lớn và nhỏ. Lợi ích lâm sàng thứ cấp của kích thước pixel nhỏ hơn là khả năng thu được hình ảnh thông thường ở liều bức xạ thấp hơn.

Hình 1. Sơ đồ so sánh các đầu dò tích hợp năng lượng thông thường và PCD. A- Đầu dò tích hợp năng lượng thông thường sử dụng máy phát tia nhấp nháy để tạo ra ánh sáng khả kiến khi một photon tia X tới chạm vào chúng, sau đó ánh sáng được ghi lại bởi một đi-ốt quang (photodiode) có vách ngăn phản xạ ở giữa các phần tử đầu dò để giảm nhiễu xuyên âm (giao tiếp chéo = crosstalk). B- Trong khi PCD-CT sử dụng một chất bán dẫn để trực tiếp tạo ra các điện tích dương và âm, thì các điện tích âm sẽ đi tới các cực dương được pixel hóa để ghi lại từng photon riêng lẻ và năng lượng của nó.

Đầu dò tích hợp năng lượng thông thường phát ra ánh sáng và tạo ra tín hiệu tỷ lệ với tổng năng lượng của tất cả các tia X được phát hiện. PCD phân chia đồng đều các tia X được phát hiện có năng lượng khác nhau, cung cấp nhiều tín hiệu hơn cho các photon năng lượng thấp hơn có thể đóng góp vào các phần quan trọng của hình ảnh CT (vì tia X năng lượng thấp hơn có nhiều khả năng bị suy giảm bởi iốt và các mô sinh học khác). Khả năng phân biệt năng lượng này của PCD phát sinh khi tín hiệu điện được gửi bởi mỗi tia X tỷ lệ thuận với năng lượng của nó và có thể được sử dụng theo hai cách chính. Thứ nhất, nó cho phép áp dụng ngưỡng năng lượng cụ thể để loại bỏ các photon năng lượng thấp là một phần của nhiễu điện tử. Loại bỏ nhiễu điện tử tạo điều kiện cho sự phát triển của phác đồ CT liều cực thấp cho người lớn và trẻ em. Thứ hai, khả năng phân biệt năng lượng của PCD cho phép đánh giá thông tin quang phổ bằng cách sử dụng một ống tia X duy nhất, vì một hoặc nhiều ngưỡng năng lượng có thể được sử dụng để tách các photon tia X được phát hiện thành các ngăn dựa trên năng lượng lắng đọng của chúng. Thông tin CT đa năng lượng có thể được hiển thị và phân tích tương tự như CT năng lượng kép, nhưng sử dụng các photon trong các ngăn năng lượng khác nhau, thay vì hai lần phơi sáng từ các ống tia X khác nhau (mỗi ống có điện thế ống tia X đa sắc hoặc kV riêng). Đối với các hệ thống PCD-CT nguồn kép, điều này ngụ ý rằng cả hai ống tia X có thể hoạt động ở cùng một kV và cả hai đều tạo ra bộ dữ liệu năng lượng kép, có lợi cho các ứng dụng lâm sàng về tim và chụp cường độ cao. Ưu điểm kỹ thuật của PCD-CT so với máy dò tích hợp năng lượng thông thường và lợi ích lâm sàng tiềm năng của chúng được tóm tắt trong Bảng 1.

Bảng 1. Các đặc tính đặc biệt của máy PCD và tác động đối với hình ảnh CT trong thực hành lâm sàng

Photon-Counting Detector PropertyImpact on Clinical Images
A. Direct conversion of X-ray coincidence to signal that is proportional to photon energy– Increased iodine signal as there is no down weighting of lower energy photons
– Ability to obtain multi-energy information with a single X-ray tube voltage: virtual monoenergetic images, virtual non-contrast, virtual non-calcium, and iodine maps routinely available
B. Smaller detector pixel size– Improved spatial resolution
C. Reflective septae are not required for each detector element, which contributes to geometric dose inefficiency with conventional energy-integrated detectors– Radiation dose reduction improved spatial resolution
B and C– Ultra-high spatial resolution does not require attenuating filters that increase radiation dose
– Ultra-high spatial resolution no longer has a radiation dose penalty and can be performed in larger body regions
D. Elimination of electronic noise– Only quantum noise is present
E. Shaping of the X-ray beam with tin filters, energy thresholds, and tube potential selection– Reduction of metal and blooming artifact
– Reduced radiation dose
3. Lợi ích của PCD và hiệu quả ứng dụng lâm sàng

3.1. Độ phân giải không gian được cải thiện và cao hơn

Chẩn đoán hình ảnh phổi và cơ xương khớp dựa vào khả năng của CT để quét các vùng lớn của cơ thể và đồng thời hiển thị các cấu trúc nhỏ. Do đó, độ phân giải không gian được cải thiện của PCD-CT có thể hỗ trợ nhiều ứng dụng trong chẩn đoán trong hình ảnh phổi và cơ xương khớp. Ví dụ, PCD-CT cho thấy các phát hiện hình ảnh chi tiết và tinh tế liên quan đến bệnh phổi kẽ nhờ độ phân giải không gian cao hơn. Theo Inoue et al gần đây đã chứng minh rằng ở những bệnh nhân đã biết hoặc nghi ngờ mắc bệnh viêm phổi kẽ thông thường, PCD-CT làm tăng sự tin tưởng của người đọc đối với các phát hiện hình ảnh quan trọng như tổn thương dạng kính mờ, dạng lưới và mô hình khảm (Hình 2). PCD-CT cũng cải thiện hình ảnh phế quản bậc cao và thành phế quản. Đối với cả ứng dụng phổi và cơ xương khớp, hình ảnh được cải thiện của các cấu trúc nhỏ hơn đạt được bằng cách sử dụng các kernels tái tạo có độ phân giải cao hơn và thường bằng cách sử dụng các lát cắt mỏng hơn.

Hình 2. Một bệnh nhân nam 74 tuổi được chẩn đoán lâm sàng với bệnh viêm phổi kẽ không đặc hiệu vô căn đã được chụp trên CT với đầu dò tích hợp năng lượng thông thường (A) và PCD-CT (B), nghiên cứu bằng cách sử dụng một protocol thường quy. (A, B) PCD-CT cho thấy hình lưới nhỏ (đầu mũi tên, B) ở vùng dưới màng phổi thùy dưới phổi phải, so với CT thông thường, cho thấy hình ảnh kính mờ ở vùng này (đầu mũi tên, A). PCD-CT cho thấy giãn phế quản do lực kéo rõ hơn so với CT thông thường (mũi tên).

Độ phân giải không gian cao hơn vốn có của PCD so với đầu dò tích hợp năng lượng thông thường cũng có lợi cho chụp CT cơ xương khớp liều thấp. Ví dụ, chụp CT liều thấp thường được thực hiện trong quá trình điều trị đa u tủy để xác định các tổn thương tiêu xương và di chứng của u tủy như gãy xương bệnh lý. Ở các mức liều quét tương tự, có thể thu được hình ảnh PCD-CT bằng chế độ độ phân giải cực cao. Độ phân giải siêu cao yêu cầu sử dụng lưới lọc với hình ảnh CT thông thường, làm tăng liều bức xạ, vì vậy không thể thực hiện CT toàn thân độ phân giải cao và liều thấp với đầu dò tích hợp năng lượng thông thường. Ở PCD-CT liều thấp toàn thân, các tổn thương tiêu xương nhỏ (là đặc điểm của u tủy) được thấy rõ hơn trên hình ảnh PCD-CT (Hình 3). Kích thước điểm ảnh đầu dò nhỏ hơn và hiệu suất liều hình học cao hơn của PCD-CT tạo điều kiện giảm liều bức xạ đáng kể và cho hình ảnh độ phân giải cực cao của các khớp nhỏ, có thể có lợi trong chấn thương và thoái hóa. Nó cũng cho phép chụp ảnh độ phân giải không gian cực cao của các khớp lớn như vai và háng, điều không thể thực hiện được với hầu hết các hệ thống CT thông thường.

Hình 3. Một bệnh nhân nam 56 tuổi bị đa u tủy. A, B- Đầu dò tích hợp năng lượng hướng axial (A) và PCD-CT (B) cắt qua cột sống ngực. Tổn thương tiêu xương cột sống ngực thấy rõ hơn trên hình PCD-CT. Một tổn thương tiêu xương ở mặt sau của thân đốt sống với sự phá vỡ vỏ xương phía sau đã được xử lý rõ ràng hơn (mũi tên nét đứt). Tổn thương tiêu xương nhỏ hơn ở thân đốt sống (mũi tên) dễ thấy hơn trên hình ảnh PCD-CT.

Phát hiện, mô tả và hiển thị đặc tính sỏi thận là một lĩnh vực mà PCD-CT độ phân giải cao có thể mang lại lợi ích. Hình ảnh PCD-CT được tái tạo với các hạt sắc nét hơn và lát cắt mỏng hơn đã cải thiện độ phân giải không gian mang lại khả năng hiển thị sỏi thận nhỏ hơn được cải thiện. Hiển thị chính xác và mô tả đặc điểm của sỏi thận nhỏ là một trong những thách thức với CT năng lượng kép do những hạn chế trong phân tách quang phổ và độ phân giải không gian. Người ta đã chứng minh rằng PCD có thể hiển thị và mô tả nhiều sỏi thận nhỏ hơn có kích thước từ 3 mm trở xuống so với các kỹ thuật CT năng lượng kép dựa trên tích hợp năng lượng thông thường. Bằng cách này, độ phân giải không gian được cải thiện của PCD-CT cho phép mô tả đặc tính quang phổ của các vật thể nhỏ hơn như sỏi thận rất nhỏ.

Một lĩnh vực quan tâm khác mà độ phân giải không gian đóng một vai trò rất quan trọng là trong việc chụp ảnh các cấu trúc xương nhỏ, đặc biệt là xương thái dương. Benson et al cho thấy rằng độ phân giải không gian được cải thiện của PCD trong thiết lập đặt này giúp cải thiện khả năng hiển thị các cấu trúc giải phẫu quan trọng (chẳng hạn như khớp bàn đạp), các bộ phận giả và bệnh lý (Hình 4).

Hình 4. Khớp bàn đạp (các mũi tên) được hiển thị trên hình ảnh CT đầu dò tích hợp năng lượng (A) và PCD-CT (B). Khớp này là một trong những cấu trúc giải phẫu được phân loại cụ thể bằng cách sử dụng thang điểm Likert 5 điểm, với thang điểm càng cao thì chất lượng của hình ảnh PCD-CT càng cao.

3.2. Cải thiện tín hiệu iốt

PCD-CT cho phép cải thiện độ tương phản i-ốt ở cùng một điện thế ống so với CT đầu dò tích hợp năng lượng thông thường, với các lợi ích bổ sung của hiển thị đa năng lượng và phân hủy vật liệu. PCD-CT cải thiện tín hiệu iốt do không giảm trọng số của các photon năng lượng thấp xảy ra khi sử dụng máy dò tia X tích hợp năng lượng thông thường. Ví dụ: hình ảnh PCD-CT 120 kV đa sắc mang lại các đặc điểm tương phản hình ảnh giống như cài đặt điện thế ống (kV) thấp hơn với sự khác biệt về độ tương phản tăng lên (Hình 5).

Hình 5. Một phụ nữ 70 tuổi có tiền sử ung thư đường mật trong gan đã được cắt bỏ, phẫu thuật nối tắt dạ dày, nối hỗng tràng bên-bên. A, B- Cả hai nghiên cứu đều được thực hiện ở điện áp ống 120 kV. Máy CT đầu dò tích hợp năng lượng mặt phẳng coronal (A) cho thấy đường nối thông hỗng tràng (mũi tên nét đứt) nhưng PCD-CT (B) cải thiện hình ảnh về độ tương phản và độ sắc nét của các nếp gấp trong đường nối thông hỗng tràng (mũi tên).

Độ tương phản i-ốt tăng làm mở rộng lợi ích của chụp ảnh kV thấp, chủ yếu là giảm liều cho các nhiệm vụ phát hiện độ tương phản thấp ở bụng đối với những bệnh nhân lớn hơn, nơi chụp ảnh kV thấp thông thường bị hạn chế bởi dòng điện ống có sẵn. Những lợi ích này có thể được mở rộng hơn nữa thông qua việc tái tạo các hình ảnh đơn năng lượng ảo (virtual monoenergetic images) với việc bác sĩ CĐHA chọn mức năng lượng kiloelectronvolt (keV) thích hợp nhất cho nhiệm vụ chẩn đoán, bên cạnh các hình ảnh ảo không thuốc tương phản và bản đồ i-ốt.

Việc tối ưu hóa độ tương phản hình ảnh có thể đạt được với PCD-CT có nhiều ứng dụng tiềm năng ở vùng bụng và xương chậu, bao gồm cải thiện khả năng dễ nhận biết và mô tả các khối u trong nền nhu mô, đặc biệt là những tổn thương có độ tương phản thấp, trong đó tỷ trọng của tổn thương mục tiêu là tương tự như nền giải phẫu. Ví dụ, PCD-CT có thể làm tăng sự dễ nhận thấy của các tổn thương gan (cả u nghèo mạch và giàu mạch) và ung thư tụy bằng cách làm nổi bật sự khác biệt về đậm độ do sự khác biệt nhỏ do ngấm i-ốt (Hình 6). Hiệu suất liều được cải thiện của PCD-CT cho phép sử dụng độ dày lát cắt mỏng hơn ở liều bức xạ phù hợp, dẫn đến thể tích trung bình từng phần nhỏ hơn (Hình 6).

Hình 6. Bệnh nhân nữ 67 tuổi bị ung thư biểu mô tụy. A-D- So sánh các hình ảnh axial và coronal 2mm thu được bằng máy CT đầu dò tích hợp năng lượng (A, B), với các hình ảnh axial và coronal 1mm thu được bằng PCD-CT (C, D) thì PCD-CT cung cấp hình ảnh rõ hơn về khối u giảm tỷ trọng ở mỏm móc tụy do khả năng làm nổi bật thuốc cản quang i-ốt của PCD-CT; cũng trong những hình ảnh này, khả năng của PCD-CT có thể hiển thị với các lát cắt mỏng hơn mà không làm tăng nhiễu hình ảnh đáng kể. Các lát mỏng hơn làm giảm hiệu ứng thể tích từng phần ở các cấu trúc và bất thường nhỏ.

Với tín hiệu tương phản iốt được cải thiện bằng cách sử dụng PCD-CT, riêng lẻ hoặc kết hợp với các hình ảnh đơn năng lượng ảo (virtual monoenergetic images), độ phân giải không gian cao hơn của hình ảnh PCD-CT có thể cải thiện khả năng phát hiện các vật thể nhỏ, chẳng hạn như di căn gan giảm tỷ trọng nhỏ (Hình 7) hoặc cấy ghép phúc mạc (Hình 8).

Hình 7. Bệnh nhân 64 tuổi bị ung thư tụy di căn. A, B- Hình ảnh PCD-CT (A) cho thấy di căn gan rất nhỏ ở thùy sau bên phải (mũi tên) được xác nhận bằng MRI sau đó (B).

Hình 8. Bệnh nhân nữ 73 tuổi bị ung thư buồng trứng lan rộng trong phúc mạc. A- CT đầu dò tích hợp năng lượng cho thấy sự bất thường của thanh mạc đại tràng sigma và nốt đáng ngờ dọc vị trí quặt ngược phúc mạc phía trước. B- PCD-CT chứng minh rõ ràng sự cấy ghép tổn thương nhỏ gây ra sự dày lên không đều và giống như nốt của vị trí quặt ngược phúc mạc phía trước (mũi tên).

Những cải tiến về tín hiệu iốt với PCD, có khả năng kết hợp với hình ảnh ảo đơn năng lượng thấp, có thể được sử dụng thay thế để giảm lượng iốt được sử dụng để đạt được sự khác biệt tương tự về độ tương phản hình ảnh cho các nhiệm vụ chẩn đoán khác nhau (Hình 9), một trường hợp có thể hữu ích cho bệnh nhân suy thận hoặc trải qua các thủ thuật nội mạch lặp lại.

Hình 9. Một bệnh nhân nữ 69 tuổi bị bệnh động mạch ngoại vi đã biết. A, B- Hình ảnh tái tạo 3D từ CTA đầu dò tích hợp năng lượng (A) với 145 mL thuốc cản quang i-ốt xuất hiện tương tự như hình ảnh chụp CTA từ máy PCD-CT (B) chỉ sử dụng 55 mL thuốc cản quang i-ốt. Ví dụ này minh họa khả năng tận dụng tín hiệu i-ốt được cải thiện từ PCD-CT để giảm nhu cầu về độ tương phản i-ốt.

3.3. Hình ảnh đa năng lượng

Tái tạo CT đa năng lượng phù hợp với hình ảnh cơ xương khớp bao gồm đánh giá bệnh gout (Hình 10) và hình ảnh ảo không canxi đối với phù xương. Vỏ xương và bè xương dày đặc làm cho khoang tủy của xương trở thành một vị trí khó đánh giá trên CT. Ví dụ, phù xương liên quan đến chấn thương và tổn thương tủy khu trú của u tủy thường bị che khuất khi sử dụng hình ảnh CT thông thường. Tái tạo hình ảnh ảo non-calci từ chụp ảnh đa năng lượng cho phép các bác sĩ CĐHA hình dung rõ ràng khoang tủy để xác định phù tủy xương do chấn thương hay khối u, và có thể được tạo ra bằng mày PCD tương tự như tạo ra trên máy CT năng lượng kép.

Hình 10. Bệnh nhân nam 36 tuổi bị viêm khớp do gout có hạt tophi. A-D- Hình ảnh thu được bằng cách sử dụng PCD-CT với phân loại vật liệu cho thấy lắng đọng urat monosodium có màu xanh lục ở khớp liên đốt ngón chân cái.

Không giống như các hệ thống CT năng lượng kép nguồn kép, PCD không hạn chế trường quét để sử dụng các ứng dụng đa năng lượng, mở rộng lợi ích của hình ảnh CT đa năng lượng cho các bệnh nhân lớn hơn. Mặc dù PCD sẽ phát triển với các phiên bản phần mềm mới được thiết kế để cho phép hiển thị trực quan và định lượng dữ liệu đa năng lượng, nhưng các khả năng đa năng lượng của PCD-CT sẽ “luôn bật” và ở chế độ xem đầy đủ, ví dụ: hiển thị vết nứt ở bàn chân với khả năng hiển thị đồng thời phù tủy xương và bệnh gout trong một lần quét, nhưng yêu cầu nhiều lần tái tạo cho mỗi tác vụ chụp. Cuối cùng, sự kết hợp của tín hiệu i-ốt được cải thiện, phân biệt dựa trên đa năng lượng và phân tách vật liệu có thể giúp mở rộng tiềm năng lâm sàng của các nhiệm vụ định lượng, đối với các tổn thương khu trú (ví dụ: phân biệt i-ốt trong nang thận so với khối u đặc) hoặc các tạng đặc, chẳng hạn như định lượng mỡ ở gan. Cần các nghiên cứu sâu hơn là cần thiết để xác định việc sử dụng PCD-CT trên lâm sàng trong các bối cảnh lâm sàng này.

3.4. Giảm liều bức xạ

Một số ứng dụng PCD-CT đặc biệt thuận lợi cho trẻ em. Độ phân giải không gian cao hơn và cải thiện tỷ lệ tương phản trên nhiễu giúp hiển thị các cấu trúc giải phẫu ở những bệnh nhân nhỏ nhưng hiệu quả sử dụng liều tăng lên, tạo điều kiện giảm liều hơn nữa. Với thiết lập chế độ độ phân giải cao của PCD-CT, liều bức xạ có thể giảm 20–30% mà không làm giảm chất lượng hình ảnh. Ngoài ra, tương tự như việc sử dụng nó trong một số hệ thống máy CT đầu dò tích hợp năng lượng thông thường, bộ lọc thiếc có thể được sử dụng để định hình phổ năng lượng của ống tia X đa sắc, loại bỏ các photon năng lượng thấp để tỷ lệ photon lớn hơn đi qua bệnh nhân và tạo điều kiện thuận lợi giảm liều đáng kể cho các nhiệm vụ chẩn đoán không cần thuốc tương phản. Những tính năng này của PCD-CT khiến nó trở nên lý tưởng cho nhiều protocols chụp bệnh nhi. Chụp CT ngực liều cực thấp là một ứng dụng lý tưởng cho những bệnh nhân cần theo dõi bệnh với nhiều lần chụp lặp đi lặp lại khi bệnh xuất hiện từ nhỏ, ví dụ: bệnh nhân trẻ có bất thường đường thở mãn tính chẳng hạn như bệnh xơ nang. Hình 11 cho thấy hình ảnh CT liều cực thấp không cản quang ở một trẻ 6 tuổi bị xơ nang, được thực hiện với liều bức xạ tương tự như chụp X quang ngực.

Hình 11. Một bé gái 6 tuổi được chẩn đoán lâm sàng mắc bệnh xơ nang được chụp CT bằng máy PCD (liều phơi nhiễm là 0,05 mGy ở thì hít vào và 0,05 mGy ở thì thở ra). PCD-CT cho thấy giãn phế quản hình trụ ở thùy giữa phổi phải (mũi tên).

3.5. Giảm artifact 

Một lợi ích lâm sàng khác của PCD-CT là giảm thiểu ảnh giả phổ biến, bao gồm nhưng không giới hạn ở các vệt lóa, ảnh giả cứng hóa chùm tia, ảnh giả do kim loại, và hiện tượng giãn nở canxi. Đối với các bộ phận cơ thể có đậm độ cao ở những bệnh nhân to lớn, thường quan sát thấy các vệt và bóng mờ do thiếu photon và nhiễu điện tử. Khi PCD loại bỏ nhiễu điện tử, những ảnh giả này có thể được giảm rõ rệt. Đối với PCD có nhiều ngưỡng/ngăn năng lượng, hình ảnh ở các ngăn năng lượng khác nhau thể hiện các đậm độ khác nhau. Hình ảnh ngăn năng lượng cao trong PCD-CT cho thấy ít ảnh giả cứng hóa chùm tia hơn so với hình ảnh ngăn năng lượng thấp và hình ảnh CT tiêu chuẩn với tất cả các photon tia X. Ngoài ra, có thể giảm artifact kim loại bằng cách kết hợp hình ảnh ngăn năng lượng cao với định hình chùm tia X bằng bộ lọc thiếc bên ngoài, hoặc cách khác, bằng cách sử dụng hình ảnh ảo đơn năng lượng cao.

Ảnh giả dãn nở (blooming) là một artifact gây ra bởi thể tích trung bình từng phần của các giá trị đậm độ trong một voxel với các mô khác nhau, gây khó khăn cho việc phân giải các đối tượng nhỏ hơn voxel này. Sự dãn nở canxi (calcium blooming) là một hiện tượng phổ biến trong các khám xét tim mạch do độ phân giải không gian hạn chế của hệ thống CT. Ảnh giả này là một thách thức quan trọng trong chẩn đoán hình ảnh tim mạch, đặc biệt là ở các mạch máu nhỏ (ví dụ: động mạch vành, động mạch chi phía xa) với canxi hoặc stent, vì bác sĩ CĐHA phải tìm cách phân biệt các cấu trúc này với lòng mạch chứa thuốc cản quang. Do đó, các mảng vôi hóa (cũng như stent kim loại) có vẻ lớn hơn kích thước thật của chúng—dẫn đến việc đánh giá quá cao tình trạng hẹp của lòng mạch, điều này có khả năng dẫn đến việc xử trí lâm sàng không phù hợp.

PCD có thể giải quyết hiện tượng calcium blooming theo nhiều cách. Với độ phân giải không gian được cải thiện, ảnh giả calcium blooming có thể được cải thiện bằng cách giảm kích thước voxel và thể tích từng phần, tăng độ chính xác trong việc đánh giá hẹp lòng mạch ở những bệnh nhân bị vôi hóa mạch máu dày đặc (Hình 12).

Hình 12. Một bệnh nhân nam 74 tuổi bị bệnh động mạch ngoại vi đã biết. A, B- Tái tạo axial ở một bệnh nhân mắc bệnh động mạch ngoại vi cho thấy ảnh giả calcium blooming trong động mạch chày trước trên CT đầu dò tích hợp năng lượng (mũi tên, A). So với tái tạo bằng CT đầu dò tích hợp năng lượng (A), tái tạo bằng PCD-CT (B) ở cùng một bệnh nhân ở cùng mức độ cho thấy cải thiện đáng kể hình ảnh mảng canxi trong động mạch chày trước (mũi tên, B) vì lòng mạch có thể được đánh giá tốt hơn.

Ngoài ra, cũng có thể giảm hiện tượng calcium blooming bằng cách giảm độ suy giảm trung bình của voxel bằng cách tăng năng lượng tia X, điều này có thể đạt được trong PCD-CT sử dụng ảnh giả đơn năng lượng cao. Cuối cùng, canxi có thể được tách ra khỏi hình ảnh bằng thuật toán phân tách vật liệu, thuật toán này có thể được tạo bằng cách sử dụng thông tin đa năng lượng, có khả năng cung cấp ước tính chính xác hơn về tình trạng hẹp lòng mạch (Hình 13).

Hình 13. Thuật toán tách canxi. A- Tái tạo mặt phẳng axial bằng CT đầu dò tích hợp năng lượng ở một bệnh nhân mắc bệnh động mạch ngoại biên cho thấy một mảng vôi hóa dày ở động mạch đùi chung bên phải (mũi tên). B- Tái tạo mặt phẳng axial bằng PCD-CT ở cùng một bệnh nhân với việc sử dụng thuật toán tách canxi chuyên dụng cho thấy mảng bám vôi hóa bị loại bỏ (mũi tên).

4. Lợi ích đồng thời của nhiều ưu điểm kỹ thuật trong hình ảnh tim mạch

Tất nhiên, các bác sĩ CĐHA và các nhà vật lý sẽ kết hợp nhiều ưu điểm kỹ thuật của PCD để cải thiện khả năng hoàn thành bất kỳ nhiệm vụ chẩn đoán cụ thể nào. Điều này có thể được minh họa tốt nhất bằng cách xem xét một số nhiệm vụ trong hình ảnh tim mạch. Ví dụ, việc hình dung và mô tả các mạch máu nhỏ (ví dụ: động mạch vành, động mạch ngoại biên, động mạch Adamkiewicz và vạt động mạch) sẽ được hỗ trợ bằng cách sử dụng các thuật toán tái tạo có độ phân giải không gian cao hơn và các lát mỏng, kết hợp với việc sử dụng PCD hoặc cải thiện lấp đầy iốt lòng mạch hơn nữa với việc sử dụng hình ảnh ảo đơn năng lượng thấp và giảm ảnh giả calcium bloom hơn nữa bằng cách sử dụng hình ảnh ảo đơn năng lượng cao hoặc các thuật toán được thiết kế để loại bỏ mảng canxi. Tỷ lệ tương phản i-ốt cao vốn có trên nhiễu của PCD-CT và VMI năng lượng thấp có thể được sử dụng để giảm liều thuốc cản quang i-ốt (ví dụ, ở bệnh nhân rối loạn chức năng thận) hoặc cứu vãn các trường hợp chụp thuốc cản quang dưới mức tối ưu.

Do khả năng của đầu dò chụp đa mức năng lượng, nên hệ thống PCD-CT nguồn kép với hai ống tia X hoạt động ở cùng một điện thế ống có thể đạt được ở CT tim đa mức năng lượng có độ phân giải thời gian cao (66 ms), điều mà không khả thi trên CT nguồn kép thông thường với máy dò tích hợp năng lượng (trong đó người dùng phải chọn năng lượng kép hoặc độ phân giải thời gian cao). Do đó, PCD-CT nguồn kép cho phép chụp CT đa mức năng lượng ở độ phân giải thời gian cao với các ảnh giả do chuyển động được giảm đáng kể, có khả năng phát hiện các vết vôi hóa nhỏ và xác định các đặc điểm nguy cơ cao như vôi hóa đốm và mũ sợi. Sự phân hủy vật liệu đa mức năng lượng có thể được sử dụng để loại bỏ xương khỏi các nghiên cứu mạch máu thay vì các thuật toán dựa trên ngưỡng thông thường. Bản đồ iốt rất hữu ích trong việc đánh giá tưới máu, bao gồm cả tim và phổi, ví dụ, CT ngấm thuốc iốt muộn cho sẹo cơ tim và định lượng thể tích ngoại bào cơ tim. Bản đồ iốt cùng với hình ảnh ảo không tương phản rất hữu ích để mô tả đặc điểm của một số tổn thương, bao gồm huyết khối so với artifact, và canxi đậm độ cao so với xuất huyết, và so với khối u ngấm thuốc.

5. Nguồn

Esquivel A, Ferrero A, Mileto A, Baffour F, Horst K, Rajiah PS, Inoue A, Leng S, McCollough C, Fletcher JG. Photon-Counting Detector CT: Key Points Radiologists Should Know. Korean J Radiol. 2022 Sep;23(9):854-865. doi: 10.3348/kjr.2022.0377. PMID: 36047540; PMCID: PMC9434736.

QUY ĐỔI BÁCH PHÂN VỊ VÀ ĐỘ LỆCH CHUẨN

1. Quy đổi bách phân vị và độ lệch chuẩn

  • 5% –> 95% ~ -1.64SD –> 1.64SD

  • 10% –> 90% ~ -1.28SD –> 1.28SD


Biểu đồ phát triển cân nặng tiêu chuẩn thai nhi Nhật Bản (Japanese Standard Growth Curve)
Đọc thêm bài: Các chỉ số siêu âm thai

2. Percentiles (Bách phân vị)

Bách phân vị dùng để ước tính tỷ lệ dữ liệu trong một tập số liệu rơi vào vùng cao hơn hoặc vùng thấp hơn đối với một giá trị cho trước. Những giá trị mà chia tập dữ liệu này thành 100 phần bằng nhau được gọi là các điểm phần trăm hay bách phân điểm. Số phân vị Pth (ví dụ 10th, 25th, 50th, 75th, 90th) là một giá trị mà tại đó nhiều nhất có P% số trường hợp quan sát trong tập dữ liệu có giá trị thấp hơn giá trị này và nhiều nhất là (100 – P)% của trường hợp có giá trị lớn hơn giá trị này.

Ý nghĩa:

  • Bách phân vị 50th còn được gọi là trung vị

  • Bách phân vị 10th là giá trị mà tại đó nhiều nhất là 10% số quan sát là kém hơn giá trị này

  • Bách phân vị 25th là giá trị mà tại đó nhiều nhất là 25% số quan sát là kém hơn giá trị này

  • Bách phân vị 50th là giá trị mà tại đó nhiều nhất là 50% số quan sát là kém hơn giá trị này

  • Bách phân vị 75th là giá trị mà tại đó nhiều nhất là 75% số quan sát là kém hơn giá trị này

  • Bách phân vị 90th là giá trị mà tại đó nhiều nhất là 90% số quan sát là kém hơn giá trị này.

3. Z-score (Độ lệch chuẩn / Điểm số tiêu chuẩn)

Điểm số tiêu chuẩn (Standard score / Z-score) chỉ ra một thành phần chênh lệch so với trung bình là bao nhiêu độ lệch tiêu chuẩn.

Điểm số tiêu chuẩn được tính bằng công thức sau:
z = (Χ – μ) / σ
Trong đó, z là điểm số tiêu chuẩn, X là giá trị của thành phần, μ là trung bình của tổng thể, σ là độ lệch tiêu chuẩn.


Ý nghĩa:

  • Z-score nhỏ hơn 0 thể hiện một thành phần nhỏ hơn trung bình

  • Z-score lớn hơn 0 thể hiện một thành phần lớn hơn trung bình

  • Z-score bằng 0 thể hiện một thành phần bằng với trung bình

  • Z-score bằng 1 thể hiện thành phần đó lớn hơn trung bình 1 độ lệch chuẩn, 2 tương đương với 2 độ lệch chuẩn

  • Z-score bằng -1 thể hiện thành phần đó nhỏ hơn trung bình 1 độ lệch chuẩn, -2 tương đương với 2 độ lệch chuẩn…

Tham khảo: 

  1. diendat.net/percentile-quartile-standard-score

  2. vnresource.vn/tin-chuyen-nganh/331-hieu-ve-bach-phan-vi-va-xac-dinh-khoang-luong

  3. cdha.info/san-nhi/cac-chi-so-sieu-am-thai-the-fetal-ultrasound-index/

CUỘN DÂY CỘNG HƯỞNG TỪ (MRI COILS)

Hoàng Văn Trung

1. Nam châm điện và cuộn dây

Về bản chất, máy cộng hưởng từ dùng nguyên lý từ trường để tạo ảnh. Để tạo ra từ trường thì để có thể dùng nam châm vĩnh cửu hoặc nam châm điện. Nam châm vĩnh cửu muốn tạo ra một từ trường lớn thì đòi hỏi cần một nam châm có kích thước khổng lồ. Người ta đã nghiên cứu cải tiến chất liệu từ khi dùng nam châm vĩnh cửu, nhưng cũng dừng lại ở từ lực cỡ 0.4T. Do đó, để đơn giản hơn, người ta dùng nam châm điện để tạo ra một từ trường lớn. Nguyên tắc của nam châm điện là cuộn dây quấn quanh lõi sắt non. Khi có dòng điện chạy qua cuộn dây thì sinh ra từ trường. Tuy nhiên để tạo ra các từ trường thu nhận tín hiệu khác nhau đòi hỏi phải có các cuộn dây (coils) ở các vị trí khác nhau để tạo ra từ trường biến thiên.


Hình 1. Cấu tạo nam châm điện. Có tác dụng tạo ra từ trường tĩnh.

2. Cấu tạo máy MRI và các loại coils

Cấu tạo máy MRI gồm bốn phần chính:

(1) Nam châm tạo từ trường B0 (main field coils). Nam châm này sẽ tạo ra từ trường B0 đồng nhất cố định của máy. Từ lực của từ trường B0 này sẽ đi kèm với tên của máy MRI, ví dụ 1.5Tesla, 3Tesla.

(2) Cuộn dây tạo từ trường biến thiên theo không gian (gradient coils). Các cuộn dây này tạo ra từ trường biến thiên theo không gian, tương ứng với Gx, Gy và Gz. Các từ trường biến thiên theo không gian này là cần thiết để chọn lớp cắt. Ngoài ra, nó còn để xác định vị trí trong lớp cắt được chọn thông qua việc mã hoá pha và mã hoá tần số từ trường M.

(3) Cuộn phát thu sóng điện từ RF (radiofrequency coil). Để tạo ra từ trường B1 làm xoay từ trường M ra khỏi chiều của từ trường B0 và để thu nhận tín hiệu cộng hưởng do quá trình xoay của từ trường M về lại chiều ban đầu dưới tác dụng của B0. Cấu tạo của cuộn này có thể thay đổi tuỳ thuộc theo cơ quan cần quan tâm để đạt được hình ảnh tốt nhất về cơ quan đó.

(4) Hệ thống máy tính xử lý.

Ngoài ra có coil chèn và các coil bề mặt bệnh nhân:

(5) Cuộn dây chèn (shim coils). Coil chèn hoặc quá trình prescan đều làm cho từ trường đồng nhất hơn, nâng cao chất lượng hình ảnh.

Manual prescan là gì?


Mỗi lần thực hiện một chuỗi xung, các chuỗi xung không thực hiện ngay lập tức mà có một khoảng trễ, khoảng trễ này đó được gọi là Prescan. Quá trình này diễn ra một cách tự động (automatic prescan) nhưng cũng có thể thực hiện thủ công (manual prescan). Trong quá trình này, máy sẽ thực hiện một số thủ tục giúp nâng cao hiệu quả và tối ưu chuỗi xung cần thực hiện.

[collapse]

(6) Cuộn dây bề mặt bệnh nhân (patient coils). Chủ yếu để thu nhận tín hiệu từ trường. Phủ theo các cấu trúc giải phẫu. Có nhiều loại như Phased and Parallel Arrays.


Hình 2. Cấu tạo máy MRI gồm bốn phần chính: nam châm tạo từ trường B0, cuộn dây tạo từ trường biến thiên theo không gian G (Gx, Gy, Gz), cuộn phát thu sóng điện từ và hệ thống máy tính xử lý.



Hình 3. Mặt cắt ngang đại diện của máy MRI siêu dẫn cho thấy sự sắp xếp đan xen của các cuộn dây (coils). Cả cuộn dây siêu dẫn (superconducting coils) và cuộn dây điện trở (resistive shim coils) đều được hiển thị. Hai loại cuộn dây bề mặt bệnh nhân (patient coils) khác nhau cũng được minh họa: mảng cuộn dây chỉ nhận tín hiệu ở cột sống (a receive only spine coil array) và cuộn dây đầu gối truyền/nhận tín hiệu (a transmit/receive knee coil).

Các vị trí cuộn dây tương đối có thể được liệt kê từ ngoài vào trong:
→ Cuộn dây từ trường chính B0 (Main field B0 Coils): Các cuộn dây nam châm chính (principal magnet windings) cộng với cuộn đây đệm siêu dẫn và cuộn dây chắn (superconducting shim and shield coils).
       → Cuộn dây chèn (Shim Coils): để cải thiện tính đồng nhất.
           → Cuộn dây thang từ (Gradient Coils): để tạo ảnh, bao gồm cả tấm chắn hoạt động (active shields) của chúng.
               → Cuộn dây tần số RF (Radiofrequency Body Coil): truyền trường B1.
                     → Cuộn dây bề mặt (Patient coils): chủ yếu để phát hiện tín hiệu, một số truyền / nhận tín hiệu).


Hình 4. Hình ảnh một số loại coils



Hình 5. Hình ảnh một số loại coils


Hình 6. Whole-body coil để chụp mạch máu



Hình 7. Cấu tạo của coil

Tham khảo

  1. https://circuitglobe.com/
  2. http://mriquestions.com/array-coils.html
  3. https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC6175221/figure/jmri26187-fig-0001/
  4. https://mrt-kt-pozvonochnika.ru/article/na-kakom-apparate-delat-mrt-pozvonochnika
  5. http://www.e-mri.com.ua/g-scan/
  6. http://diavatly.com/index.php/khkt/khoahoc/241-thit-b-cng-hng-t-ht-nhan-mri-magnetic-resonance-image

[collapse]

 

HỆ THỐNG BÁO CÁO VÀ DỮ LIỆU (REPORTING AND DATA SYSTEMS)

Hoàng Văn Trung

1. Giới thiệu

RADS (ACR Reporting and Data Systems, Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu ACR) cung cấp thuật ngữ phát hiện hình ảnh chuẩn hóa (standardized imaging findings terminology), tổ chức báo cáo (report organization), cấu trúc đánh giá (assessment structure) và phân loại (classification) để báo cáo và thu thập dữ liệu (reporting and data collection) trong hình ảnh của bệnh nhân (patient imaging). Nói chung RADS phụ thuộc vào phương thức, chứa các quy tắc để đánh giá xác suất bệnh (assess the probability of disease) và có thể bao gồm các khuyến nghị quản lý (management recommendations). Nó xây dựng một thuật ngữ và thuật toán có cấu trúc để đo lường nguy cơ mắc bệnh ác tính hoặc bệnh tật (measure risk of malignancy or disease).

Năm 1993, Trường American College of Radiology đã đề xuất Hệ thống Dữ liệu và Báo cáo hình ảnh Vú (Breast Imaging Reporting and Data System) viết tắt là BI-RADS. Là từ vựng chuẩn hóa để báo cáo chụp nhũ ảnh (mammography), được phát triển dựa trên hệ thống ACR 5 tầng (5-tier ACR system) đã được thành lập. Mục đích của BI-RADS là cải thiện sự phân biệt giữa bệnh lành tính và bệnh ác tính, loại bỏ sự mơ hồ khỏi các báo cáo hình ảnh học, cho phép kiểm tra tự động dữ liệu và cải thiện diễn biến lâm sàng.

Trong những năm gần đây, đã có sự gia tăng của Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu (RADS). Nhiều hệ thống đã được đề xuất và trong nhiều trường hợp được áp dụng rộng rãi. Bao gồm các hệ thống tiêu chuẩn hóa để báo cáo hình ảnh các cơ quan của cơ thể khác nhau, không phải lúc nào cũng tập trung vào mảng ung thư học (oncological disease). Các hệ thống này cũng giúp các bác sĩ hình ảnh báo cáo một cách có cấu trúc.

Các đánh giá nguy cơ (risk assessments) được cung cấp theo các thuật ngữ như “bình thường, normal” hoặc “âm tính, negative”, “lành tính, benign”, “có thể lành tính, probably benign” hoặc “nguy cơ trung bình, intermediate risk”, đến “chắc chắn ác tính, definitely malignant” hoặc “nguy cơ cao, high risk”. Các công cụ (tools) được cung cấp thông qua một loạt các sản phẩm(range of products) như thuật ngữ (lexicon), hệ thống phân tầng rủi ro (risk stratification system), tập bản đồ (atlas), thẻ nhớ (flash cards), mẫu báo cáo (report templates) và bạch thư (white papers, sách trắng hay bạch thư là một bản báo cáo hoặc bản hướng dẫn của cơ quan có thẩm quyền với mục đích giúp người đọc hiểu về một vấn đề, giải quyết một vấn đề hoặc ra một quyết định).

2. Danh sách (23 mục, cập nhật ngày 23/12/2020)

  1. AI-RADS: Artificial Intelligence-Thyroid Imaging Reporting and Data System
    AI-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh Trí tuệ nhân tạo-Tuyến giáp
  2. BI-RADS: Breast Imaging-Reporting and Data System
    BI-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh vú
  3. Brain Tumor-RADS: Brain Tumor-Reporting and Data System
    Brain Tumor-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh U não
  4. C-RADS: CT Colonography Reporting and Data System
    C-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh CT đại tràng
  5. CAC-DRS: Coronary Artery Calcium Data and Reporting System
    CAC-DRS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu Vôi hóa động mạch vành (tên viết tắt là DRS thay cho RADS)
  6. CAD-RADS: Coronary Artery Disease-Imaging Reporting and Data System
    CAD-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh bệnh động mạch vành
  7. CO-RADS: COVID-19 Reporting and Data System
    CO-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu COVID-19
  8. COVID-RADS: COVID-19 Imaging Reporting and Data System
    COVID-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh COVID-19
  9. GI-RADS: Gynecologic Imaging-Reporting and Data System
    GI-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh phụ khoa
  10. HI-RADS: The Head Injury Imaging Reporting and Data System
    HI-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh Chấn thương Đầu
  11. LI-RADS: Liver Imaging-Reporting and Data System
    LI-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh Gan
  12. Lung-RADS: Lung Imaging-Reporting and Data System
    Lung-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh Phổi
  13. MET-RADS: Metastasis Reporting and Data System for Prostate Cancer
    MET-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu Di căn cho Ung thư Tuyến tiền liệt
  14. MSK-RADS: Musculoskeletal Reporting and Data System
    MSK-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu cơ xương khớp
  15. MY-RADS: Myeloma Response Assessment and Diagnosis System
    MY-RADS: Hệ thống Đánh giá và Chẩn đoán Đáp ứng U tủy
  16. NI-RADS: Head and Neck Imaging-Reporting and Data System
    NI-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh Đầu và Cổ
  17. O-RADS: Ovarian-Adnexal-Reporting and Data System
    O-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu Buồng trứng-Phần phụ
  18. PI-RADS: Prostate Imaging-Reporting and Data System
    PI-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh Tuyến tiền liệt
  19. PE-RADS: Pulmonary Embolism-Reporting and Data System
    PE-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu Thuyên tắc phổi
  20. RI-RADS: Reason for exam Imaging Reporting and Data System
    RI-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu Lý do Thăm khám
  21. TBI-RADS: Traumatic Brain Injury-Reporting and Data System
    TBI-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu Chấn thương Sọ não
  22. TI-RADS: Thyroid Imaging-Reporting and Data System
    TI-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh Tuyến giáp
  23. VI-RADS: Vesical Imaging-Reporting and Data System
    VI-RADS: Hệ thống Báo cáo và Dữ liệu hình ảnh Bàng quang

4. Atlas một vài hệ thống Báo cáo và Dữ liệu


Link: Here

5. Tài liệu tham khảo

  1. https://www.acr.org/Clinical-Resources/Reporting-and-Data-Systems
  2. https://radiopaedia.org/articles/reporting-and-data-systems-disambiguation

DANH SÁCH CÁC TRANG GỢI Ý TẠP CHÍ (LIST OF JOURNAL SUGGESTION PAGES)