หลักการทำงานพื้นฐานของ Multi Detector Computed Tomography (MDCT)

Multidetector Computed Tomography (MDCT) หรือ (Multislices Computed Tomography ;MSCT)

การทำงานของ MDCT ได้รับการพัฒนาต่อมาจาก Dualslice CT. ที่พัฒนาโดยบริษัท Elscint ที่ใช้ชื่อทางการค้าว่า Dual slices CT. scanner   Elscint CT-Twin โดยความร่วมมือในการพัฒนากับบริษัท Picker ซึ่งใช้ชื่อรุ่นว่า Mx-Twin ภายใต้เครื่องหมายการค้าของ Picker)  โดยปรับปรุงให้เครื่อง Single spiral CT มี Detector 2 แถวแทนระบบเดิมที่มีแถวเดียวและพัฒนาให้ Software มีความสามารถในการรับข้อมูลพร้อมๆกันจาก Detector ทั้งสองแถว ซึ่งทำให้การเก็บข้อมูลทำได้รวดเร็วกว่าเครื่อง Spiral ธรรมดาอีกเท่าตัว ส่งผลต่อเวลาในการ scan ผู้ป่วยลดลงครึ่งหนึ่ง นอกจากนั้นยังสามารถเก็บข้อมูลและสร้างภาพได้รวดเร็วกว่า single slice spiral CT. อีกด้วยซึ่งถือเป็นจุดเปลี่ยนที่สำคัญของการพัฒนาเครื่อง CT. เป็นเครื่อง Multi slices CT. ในทุกวันนี้  เครื่อง Dual slice CT. scanner ออกแบบมาเพื่อช่วยในการเก็บข้อมูลที่มีลักษณะเป็น Volume acquisition data ของ spiral CT. scan ช่วยให้การสร้างภาพ CT.cardiology ทำได้ดีขึ้นเนื่องจากมีความเร็วสูงกว่า Spiral CT. ธรรมดา อย่างไรก็ตามในทางการค้าแล้วเครื่อง Dual slice CT scanner อย่างไรก็ตามแม้เครื่อง Dual slice CT. มีช่วงเวลาจำหน่ายในเชิงพาณิชย์ค่อนข้างยาวนานตั้งแต่ปี คศ. 1991-1998 แต่ไม่ได้รับความนิยมมากนักเนื่องจากราคาที่สูงมากในยุคนั้น (20-30 ล้านบาท) ในขณะที่เครื่อง Conventional CT. และ Spiral CT. ที่ถูกติดตั้งเป็นจำนวนมากในท้องตลาดก่อนหน้านั้นทำให้และยังใช้งานได้ดีทำให้โรงพยาบาลยังไม่เปลี่ยนเครื่องเพราะความแตกต่างในการทำงานไม่มากนักนอกจากเรื่องเวลาในการ scan ที่ลดลงเท่าตัว

การเปลี่ยนแปลงที่สำคัญเกิดขึ้นในปี คศ.1998 เมื่อบริษัท Siemens ได้เปิดตัวเครื่อง 4 Slices CT. scanner ขึ้นในรุ่น Somatom Volume Zoom 4 ซึ่งถือได้ว่าเป็นเครื่อง Multislices รุ่นแรกๆ ของการพัฒนาที่ทำให้การสร้างภาพ ด้วย 4 Slices CT. ลดเวลาลงไปเหลือเพียงหนึ่งในสี่ (25%) ของเครื่อง spiral CT.scanner  ทำให้มีการพัฒนา Multislices CT. แข่งขันกันอย่างรวดเร็วจนถึงปัจจุบัน การตรวจ CT. whole abdomen สามารถกระทำได้ในช่วงการกลั้นใจของผู้ป่วยเพียงครั้งเดียว (Single breath hold CT. scan ด้วยเครื่อง 256-320 Slices CT. scanner)

Multidetector Computed Tomography (MDCT) หรือMultislices Computed Tomography (MSCT)

          เป็นเทคโนโลยีที่พัฒนาในช่วง 1998 จนถึงปัจจุบัน (และคาดว่ายังมีแนวโน้มพัฒนาต่อไปอีกนาน) เป็นเครื่อง CT. spiral ชนิดหนึ่งที่ใช้ Multiple Arrays Detector ซึ่งมีแถวของ Detector จำนวน 4 ,8 หรือ 16 แถวทำให้การ Scan ภาพครั้งหนึ่งๆ สามารถเก็บข้อมูลครั้งละ 4-16 Slices ตามจำนวนแถวของ Detector ทำให้การ Scan ได้พื้นที่มากและเวลาในการตรวจสั้น อีกทั้งยังทำให้การเก็บข้อมูลละเอียดมากขึ้น โดยมี DAS ที่ทำหน้าที่รับข้อมูลแต่ละชุด Detector ซึ่งเป็น Analog data มาแปลงให้เป็น Digital data ที่เหมาะสมต่อการนำไปประมวลผลสร้างภาพต่อไป

            รูปที่ 14 เครื่อง 16 slices MDCT รุ่น Aquilion16 ของ Toshiba

เครื่อง Multi Detector CT. นอกจากจะใช้ Detector หลายแถวแล้วยังมีความเร็วในการหมุนหลอดเอกซเรย์และ DAS ที่เก็บข้อมูลได้เร็วมาก รวมทั้งการประมวลผลแบบ Multi CPU ทำให้การสร้างภาพเกิดขึ้นเกือบทันทีที่ลำรังสีผ่านตัวผู้ป่วยไปยัง Detector (ปัจจุบัน Acquisition time ประมาณ 0.5-0.7 วินาที) อย่างไรก็ตามการพัฒนาเครื่อง Multi slices CT. ยังก้าวหน้าต่อในเรื่องการปรับรูปร่างของ Detector arrays แต่เดิมจะเป็นแถว Detector ที่มีขนาดของ Detector แต่ละตัวเท่าๆ กัน ทำให้มีปัญหาในเรื่องของการเก็บสัญญาณของบริเวณขอบด้านในของ Detector เนื่องจากลำรังสีจะออกมาในลักษณะ Diverted ออกเพื่อให้คลุม Detector arrays ทุกแถว ทำให้ Detector ที่อยู่ห่างจากแนวกลางลำรังสีได้รับความเข้มรังสีน้อยกว่าที่ควร ซึ่งเรียกว่า Dead area ส่งผลให้ปริมาณความเข้มของรังสีที่ตกกระทบ Detectors น้อยกว่าที่ควร ทำให้ S/N Ratioมีค่าน้อยทำให้ Spatial resolution ต่ำ เมื่อเปลี่ยนลักษณะ Detector arrays ให้มีขนาดที่แตกต่างกันโดยแนวกึ่งกลางรังสีจะมีขนาดเล็กแต่ Detector ที่อยู่ห่างแนวกลางรังสีมีขนาดที่กว้างขึ้นส่งผลให้ปริมาณรังสีที่ได้รับเพิ่มมากขึ้น ค่าเฉลี่ยความเข้มรังสีของ Detector

array ทุกๆ แถวจะเท่ากัน ลักษณะของสัญญาณที่ได้มีลักษณะ Uniform มากขึ้น S/N Ratio สูงขึ้นทำให้ภาพที่ได้มี Resolution สูงขึ้น

          

(picture: Seeram, 2001)

รูปที่ 15 (A: รูปซ้ายมือบน) ลักษณะลำรังสีของ single slice CT (1 แถว detector) เป็น fan beam และกำหนดขนาด slice thickness ด้วยความกว้างของ collimator

            (B: รูปซ้ายมือล่าง) ลักษณะลำรังสีของ 4 slice MDCT (4 แถว detector) เป็น cone beam และกำหนดขนาด slice width ด้วย Interpolation reconstruction data (เรียกว่า fan beam image reconstruction) 

(รูปขวามือ) รูปแสดง Con beam และ detector row ชนิด 36 detector และการเก็บข้อมูลสร้างภาพ (DAS) 

 ปัจจุบันเครื่อง MDCT มีความทันสมัยมากขึ้นทั้งในเรื่องของความสามารถของการสร้างภาพ ความเร็วในการ scan ฟังก์ชั่นการตรวจอวัยวะที่เคลื่อนไหวเช่น หัวใจ ปอดหรือแม้แต่ลำไส้ ก็สามารถตรวจด้วยเครื่อง MDCT ในอัตราระยะ 120 mm.ต่อวินาที (Aquilion 64)

       

(picture: Seeram, 2001)

รูปที่ 16 (A) แสดง coordinate ของแนวการ scan ผ่านแกนกลาง (z) ของ เครื่อง 4 slice MDCT (B) ภาพแนวตัดขวางของ Beam รังสีผ่านแนวแกน z ของ เครื่อง 4 slice MDCT

Pitch ratio ของเครื่อง MDCT

            เนื่องจากเครื่อง MDCT มีจำนวนแถวของ Detector หลายแถวทำให้ขอบเขตลำรังสีค่อนข้างกว้างและมีลักษณะเป็น cone beam แทนที่จะเป็น fan beam ดังนั้นการคำนวณหาค่า Pitch ในเครื่อง MDCT จะมีสองลักษณะคือ

1.      Pitch หรือ Beam pitch หรือ Collimator Pitch เป็นค่า Pitch ที่ Taguchi และ Aradate (1998) ได้นิยามไว้ในช่วงที่มีการสร้างเครื่อง Spiral CT ซึ่งกำหนดระยะห่างของกึ่งกลางลำรังสีที่ออกมาแต่ละครั้ง ซึ่งจะพิจารณาเช่นเดียวกับใน single spiral CT.คือ

Beam Pitch หรือ  [Table feed per rotation / Beam width]

·Beam width เป็นความกว้างของลำรังสีที่เปิดออกครอบคลุม detector ทุกแถวที่ใช้

·Beam Pitch = 1 แสดงว่าไม่มีการซ้อนทับหรือเกิดช่องว่างของข้อมูล

·Beam Pitch < 1 แสดงว่ามีการซ้อนทับของการเก็บข้อมูล

·Beam Pitch > 1 แสดงว่ามีช่องว่างของการเก็บข้อมูล

โดย ถ้า Beam Pitch มีค่าเท่ากับ 1 จะไม่มีการซ้อนทับของลำรังสีในการเก็บข้อมูลเลยแต่ถ้า มีค่าน้อยกว่า 1 แสดงว่าการเก็บข้อมูลมีการซ้อนทับของลำรังสี (Overlapping slice data) เหมาะสำหรับการตรวจที่ต้องการสร้างภาพแบบพิเศษในภายหลังเช่น MIP, MPR หรือ 3-D volume rendering แต่การ scan แบบนี้จะใช้เวลามาก และหากมีค่ามากกว่า 1 แสดงว่าการเก็บข้อมูลมีระยะห่างกันของลำรังสี (Spacing slice data) ซึ่งให้ภาพที่หยาบเหมาะสำหรับการตรวจที่ต้องการความรวดเร็ว

(picture: Siemens Medical 2004)

รูปที่ 17 แสดงภาพจำลองลำรังสีของเครื่อง 4 slice MDCT ที่ใช้ค่า Pitch ต่างกัน

(A) Pitch = 1    (B) Pitch = 0.5 (C) Pitch = 1.2    (D) Pitch = 1.5

ในการสร้างภาพด้วยเครื่อง MDCT. การกำหนดค่า Pitch ที่เหมาะสมจะมีค่าอยู่ระหว่าง –

0.5 – 1.8 ซึ่งจะเกี่ยวข้องกับคุณภาพของภาพและปริมาณรังสีที่ผู้ป่วยได้รับ หากตั้งต่า Pitch มากจะทำให้คุณภาพด้อยลง และถ้าใช้ค่าน้อยจะทำให้ผู้ป่วยรับปริมาณรังสีมาก ดังนั้นผู้ใช้งานควรมีความเข้าใจที่ถูกต้องเกี่ยวกับการเลือกใช้พารามิเตอร์ที่เหมาะสม

2.      Helical Pitch หรือ Detector Pitch เป็นค่าที่กำหนดโดย Kalender (1997) ว่าเป็นค่าที่บ่งบอก

ลักษณะการเก็บข้อมูลว่ามีการต่อเนื่อง ซ้อนทับ หรือห่างกันของข้อมูลโดยเปรียบเทียบตัวเลขค่าที่ได้กับจำนวนแถวของ detector  เช่น ถ้าเป็นเครื่อง MDCT ชนิด N detector row เมื่อหาค่า helical pitch ได้เท่ากับ N แสดงว่าการเก็บข้อมูลไม่มีการซ้อนทับหรือมีช่องว่างระหว่างลำรังสี แต่ถ้ามีค่าต่ำกว่า N แสดงว่ามีการเก็บข้อมูลที่ซ้อนทับกันของลำรังสี และหากมีค่ามากกว่า N แสดงว่ามีการเก็บข้อมูลมีช่องว่างระหว่างลำรังสี

                        Helical pitch = [Tables feed per rotation/ one detector width] 

·       Helical pitch = N แสดงว่าไม่มีการซ้อนทับหรือเกิดช่องว่างของข้อมูล

        (N = จำนวนแถว detector ของ MDCT

·       Helical pitch < N แสดงว่ามีการซ้อนทับของการเก็บข้อมูล

·       Helical pitch > N แสดงว่ามีช่องว่างของการเก็บข้อมูล

ตัวอย่าง การสร้างภาพด้วยเครื่อง 4 Slices MDCT ที่ใช้ Collimation เท่ากับ 4 x 1.0 mm. โดยใช้ Table speed 6 mm./rotation เมื่อหาค่า Beam pitch และ Helical pitch จะมีค่าเท่ากับ 1.5 และ 6ตามลำดับ จะเห็นว่าการเก็บข้อมูลครั้งนี้มีช่องว่างระหว่าง จุดกึ่งกลางลำรังสีห่างจากกันเท่ากับ 1.5 เท่าของความกว้างของลำรังสี และมีจุดกึ่งกลางลำรังสีของแต่ละแนวลำรังสีห่างกันเป็น 6 เท่าของความกว้างของ collimation ที่ใช้ (หรือ 1 detector)

(picture: Siemens Medical 2004)

 รูปที่ 18  แสดงค่าระยะห่างของจุดศูนย์กลางลำ รังสีที่ใช้ในเครื่อง 4 slice MDCT(ลำรังสี กว้าง a =4 mm.) และใช้ collimation  4x1.0 mm. (collimator width ;d = 1.0mm.) จะพบว่าค่า Pitch = 1.5   ทำให้เกิดระยะห่างระหว่างจุดกึ่งกลางลำรังสี เท่ากับ1.5a  (เท่ากับ 6 mm.) และ ค่า detector Pitch เป็นค่าทำให้เกิดระยะห่างระหว่าง detector  ในตำแหน่งเดียวกันในแต่ละรอบของการเคลื่อนที่เท่ากับ 6d ซึ่งมีค่า 6 mm.

        

            ในการปรับตั้งพารามิเตอร์ก่อน scan มักจะใช้ค่า Pitch มากกว่า ที่จะใช้ Detector pitch เพราะสามารถคำนวณหรืออธิบายได้ง่ายกว่าการหาระยะห่างที่เกิดจาก detector ในตำแหน่งเดียวกัน เนื่องจาก Pitch (Beam) แสดงระยะห่างของจุดกึ่งกลางรังสีของแต่ละรอบเหมือนแสดงในรูป

  

  

การสร้างภาพของเครื่อง MDCT (Image Reconstruction in MDCT)

            เทคนิคการเก็บข้อมูลของเครื่อง MDCT จะเป็นแบบ Cone beam ซึ่งให้ขอบเขตของการเก็บข้อมูลในแต่ละรอบการ scan กว้างกว่า Single slice spiral CT. ประมาณเท่ากับ n detector row ที่ใช้แต่ละเครื่องทำให้เครื่อง MDCT มีความซับซ้อนในการเก็บข้อมูลมากกว่า Spiral CT. เป็นอย่างมาก จากเดิมที่ spiral CT. จะใช้เทคนิค 180 degree Linear Interpolation algorithm แต่ใน MDCT จะใช้เทคนิคที่เรียกว่า MUSCOT (Multislice Cone beam Tomography reconstruction algorithm)

ในการเก็บข้อมูลแบบ 180 degree Linear Interpolation algorithm จะกำหนดตำแหน่งสองตำแหน่งที่ interpolate ต่างกัน 180 องศา ของการ scan ซึ่งเรียกระยะห่างของตำแหน่งทั้งสองนี้ว่า z-gap distance (Hu, 1999.) ซึ่งพบว่ามีความสัมพันธ์กลับระหว่างค่า z-gap กับคุณภาพของภาพที่ได้ กล่าวคือถ้า z-gap มากคุณภาพของภาพก็จะด้อยกว่า z-gap ที่มีค่าน้อย และนอกจากนั้นแล้วยังสัมพันธ์กับค่า pitch ด้วยคือถ้าค่า pitch มีค่ามากจะทำให้ค่า z-gap มากตามไปด้วย ซึ่งความเข้าใจในส่วนนี้จะนำไปสู่การพัฒนาวิธีการสร้างภาพของเครื่อง MDCT

(picture: Hu, 1999) รูปที่ 19 การเก็บข้อมูลด้วยเทคนิค Special fan beam reconstruction algorithm

เครื่อง 4 slice MDCT

            การสร้างภาพของ MDCT จะแตกต่างไปจากเครื่อง Spiral CT. เนื่องจากลักษณะของการเก็บข้อมูลเป็นแบบ Cone beam แทนการใช้ Fan beam ซึ่งเรียกเทคนิคการสร้างภาพของ MDCT ได้นำเสนอโดย Wang และคณะในปี 1997 ซึ่งเทคนิคการคำนวณค่อนข้างซับซ้อนมากกว่า standard interpolation แต่ภายหลังพบว่าไม่เหมาะสำหรับการสร้างภาพทางการแพทย์ ต่อมา Hu, Taguchi และ Aradate (1999) ได้มีการพัฒนาเทคนิคที่เรียกว่า Special fan beam reconstruction ที่ออกแบบสำหรับ MDCT โดยเฉพาะ

            จากรูปที่ 19 การเก็บข้อมูลของเครื่อง 4 slice MDCT จะเห็นว่าที่ความต่างกันของข้อมูลในตำแหน่ง 360 องศา จะมีระยะห่างกันเท่ากับ s และที่การเก็บข้อมูล 180 degree จะเท่ากับระยะทาง s/2 ซึ่งเป็นค่า z-gap ใน singling slice spiral CT แต่ใน MDCT จะพบว่า z-gap คือระยะ d จะสัมพันธ์กับค่า Helical Pitch ที่ใช้ โดยพบว่า ในรูปที่ 20 เมื่อใช้ค่า helical pitch 2:1 จะเห็นว่าระยะห่างระหว่างตำแหน่งที่จะ interpolate คือระยะ z-gap จะมีค่าเท่ากับ d ซึ่งจะซ้อนทับกับข้อมูลที่จะมายังตำแหน่งนี้ในเวลาถัดไปทันที (เส้นประและเส้นทึบซ้อนกัน) ซึ่งเป็นผลมาจากการใช้องศาการเก็บข้อมูลที่มีค่ามากเกินไปใน z-sampling ทำให้เกิดช่องว่างระหว่าง slice ยังคงเหลืออยู่เท่ากับระยะ d ส่งผลให้ภาพที่ได้ไม่ดีมากนัก(Hu, 1999) เมื่อเพิ่ม Helical pitch จาก 2:1 เป็น 3:1 ผลคือทำให้ z-gap เหลือเพียง d/2 ซึ่งสั้นเพียงพอที่จะสร้างภาพให้มีคุณภาพสูงด้วยความเร็วในการเคลื่อนที่โดยไม่เกิด motion artifacts

( picture: Hu, 1999)

รูปที่ 20 (A) แนวการ reconstruction ของเครื่อง 4 slice MDCT. ที่ใช้ pitch 2:1  (B) ใช้ pitch 3:1

 ( picture: Hu, 1999)

รูปที่ 21 data set ของ spiral CT. ในการเก็บข้อมูลเพื่อสร้างภาพด้วยเทคนิค 180^๐ LI algorithm

z-interpolation in Multislice Spiral CT (180^๐ MLI)

ในการคำนวณตำแหน่งข้อมูลเพื่อสร้างภาพของเครื่อง Spiral CT. จากรูป 21 การสร้างภาพด้วยเทคนิค 180^๐ LI algorithm จะเลือกตำแหน่ง z “ กับ z ‘+d  ในการคำนวณหาข้อมูลเพื่อกำหนด interpolation data plane  ในการคำนวณหาตำแหน่ง z-interpolation ของ  MDCT จะใช้ รูปแบบการเก็บข้อมูลของเครื่อง 4 slice MDCT (M=4) เป็นต้นแบบในการอธิบายครั้งนี้

 ( picture: Hu, 1999)

รูปที่ 22 (A) การทำ z-interpolation ในเครื่อง MDCT (180 ^๐ MLI)

พบว่าลำรังสีจะเคลื่อนตำแหน่งต่างๆ ต่อเนื่องกันไปโดยมีระยะห่างระหว่างลำรังสีเท่ากับ d และความกว้างของแต่ละ collimation เท่ากับ S ( Slice collimation ของการตรวจนี้เท่ากับ 4 x S) การเลือกตำแหน่งที่มีความต่างกันจะกำหนดจากตำแหน่งที่ใกล้กันมากที่สุดของ slice sensitive profile (SSP) ที่ในแนวแกน z มากที่สุดมาสร้างเป็น interpolation plane ซึ่งค่า ระยะห่างระหว่าง data plane เท่ากับ S เท่านั้น

z-Filtering in Multi slice Spiral CT(180^๐MFI)

            ในการเก็บข้อมูลของ MDCT จะเกิด Profile ของข้อมูลหลายๆ slice ในแต่ละรอบที่หลอดเอกซเรย์หมุนผ่านผู้ป่วย(เคลื่อนที่) ทำให้เกิดตำแหน่งที่จะถูกกำหนดให้เป็นภาพ(Effective slice) ในการ reconstruction หลายตำแหน่งโดยมี SSP ซ้อนๆ ต่อๆ กัน ซึ่งจำเป็นจะต้องมีการเลือก z-filter retrospective ในขอบเขตที่กว้ากว่าใน single slice spiral CT. ซึ่งในรูปะเห็นว่ากำหนดความกว้างของ z-filter เท่ากับ W (สำหรับการ reconstruction Z_R  interpolation image) ซึ่งกว้างมากและกระทำเช่นนี้ไปทุกๆ slice

 ( picture: Hu, 1999)

รูปที่ 23 การทำ reconstruction image ด้วย z-filtering (180^๐ FLI)

(picture Siemens,2004)

รูปที่ 24  (ซ้าย) แสดง Volume ของลำรังสีที่มีลักษณะเป็น Cone beam

(ขวา)  ข้อมูลสร้างภาพในแนวแกน z จะถูก interpolate โดยใช้จุดกึ่งกลางลำรังสีที่เก็บข้อมูล

          ซ้อนทับกัน

 ( picture: Hu, 1999)

รูปที่ 25 (A)  Slice geometry ของ MDCT      (B) Slice geometry ของ Single slice

หลักการเบื้องต้นสำหรับการคำนวณสร้างภาพด้วย algorithm สำหรับ MDCT

            Algorithm ในการสร้างภาพด้วย MDCT มีลำดับขั้นตอนที่อธิบายอย่างง่ายดังนี้

1.      กำหนดให้ z-gap แคบหรือกว้างจะกำหนดโดยค่า pitch ที่เหมาะสมด้วย interlace sampling

2.      คำนวณสร้างภาพ ในแนวแกน Longitudinal interpolation ด้วย z- filtering ที่กำหนดขนาดของ filter ที่ใช้ในการสร้างภาพเรียกว่า filter width (FW) พบว่า รูปร่างและความกว้างของ filter ที่ใช้ซึ่งส่งผลต่อ spatial resolution, noise และ คุณภาพของภาพที่ได้

3.      การใช้ algorithm แบบ Fan beam reconstruction ใช้คำนวณหาค่าของ interpolation ของการสร้างภาพได้เฉพาะกรณีที่ detector ค่อนข้างแคบ ซึ่ง Hu(1999) ได้ใช้รูปแบบ multiple parallel fan beam เพื่อใช้คำนวณสร้างภาพแทนใน MDCT ที่เก็บข้อมูลด้วยลำรังสีแบบ Con beam (Volume acquisition data) ซึ่ง Taguchi และ Aradate (1998) ได้ใช้ algorithm แบบเดียวกันนี้

4.      Saito(1998) ได้นำเสนอแนวคิดในการคำนวณสร้างภาพจากข้อมูลที่เป็นแบบ cone beam โดยเฉพาะเรียกว่า MUSCOT (Multislice Cone beam Tomography reconstruction method) พบว่า MUSCOT ให้คุณภาพของภาพดีกว่าใช้ Algorithm อื่น (non-MUSCOT)ในกรณีที่ความเร็วในการ scan สูงเป็นสามเท่าหรือมากกว่าของแบบ single slice spiral CT  จะเห็นภาพเกิด cone beam effect

Algorithm ที่ใช้ในการสร้างภาพสำหรับ MDCT ยังมีอีกหลาย Algorithm ขึ้นกับการพัฒนาและเลือกใช้ของแต่ละผลิตภัณฑ์ โดยเฉพาะ ตั้งแต่ 64 Slice MDCT จะไม่ใช้ Algorithm พื้นฐานที่กล่าวไปแล้วแต่จะใช้ Algorithm ใหม่ๆ เช่น ASSAR (Advanced Single Slice Rebinning: ASSR),  HFI (Helical Filter Interpolation: Applying fan-beam algorithm to cone-beam geometry), และ Applying Feldkamp algorithm to cone-beam geometry นิยมใช้ในเครื่องใหม่ๆ ในปัจจุบันเพราะแก้ปัญหา Cone beam effect (artifacts) ได้ดี เนื่องจาก Interpolation profile ค่อนข้าง Uniform (ตรง)

    

 ( picture: Hu, 1999)

รูปที่ 26 แสดง แนวการ interpolate ตามแนวลำรังสีเพื่อสร้างภาพ ตามวิธีการ ASSAR (Advanced Single Slice Rebinning: ASSR) แต่ Interpolation image ยังมีปัญหาเรื่อง cone beam effect เนื่องจาก pofile ที่ได้ยังไม่ Uniform โดยเฉพาะ Slice profile ที่อยู่ขอบ beam

  

 ( picture: Hu, 1999)

รูปที่ 27  ASSR),  HFI (Helical Filter Interpolation: Applying fan-beam algorithm to cone-

            beam geometry), และ Applying Feldkamp algorithm to cone-beam geometry

ส่วนการใช้งานสำหรับการตรวจ Cardiovascular CT จะใช้ 180^๐ MCI(Multi slice Cardio Interpolation) และ180^๐ MCD (Multi slice Cardio Delta) เป็นหลักในการ scan โดยใช้ร่วมกับการทำ ECG gating และ protocol สำหรับการทำ CT-Heart โดยเฉพาะซึ่งการ scan จะคำนวณหาตำแหน่งการ interpolation ในบริเวณ

 ( picture: Hu, 1999)

 ,

รูปที่ 28 การตรวจ CT. heart จะต้องทำ ECG gating เพื่อ scan ในช่วงระหว่าง R-R peak เพื่อ

ป้องกัน motion artifact

MUSCOT (Multi slice Cone beam Tomography Reconstruction Method)

            เป็น Algorithm ที่ออกแบบมาใช้กับ MDCT ในตอนแรกๆ ในเครื่อง 4-8 slice MDCT มีข้อเสียคือหากใช้กับ Beam รังสีที่กว้าง (16-256 slice detector arrays) หรือใช้ความเร็วสูงในการ scan หรือ PITCH มากๆ จะให้คุณภาพไม่ดี แต่ยังคงเหมาะสำหรับเครื่องที่ใช้ตรวจทั่วไป แต่ไม่เหมาะสำหรับการตรวจหัวใจ

 ( picture: Hu, 1999)

รูปที่ 29 (A) การสร้างภาพ Sequential reconstruction     (B) Spiral CT  reconstruction

 ( picture: Hu, 1999)

รูปที่ 30 การแสดงภาพที่ได้จากการสร้างภาพของ MDCT จะเห็นว่าการ scan

และ reconstruction data กระทำไปพร้อมๆกัน ในทุก slice profile

ทำให้ภาพแสดงออกทางหน้าจออย่างต่อเนื่อง

==========โปรดติดตามตอนต่อไป เรื่อง ส่วนประกอบเครื่อง MDCT ============

หลักการทำงานของ Spiral CT.

          Spiral CT หรือ Helical CT  : ก่อนจะเป็น Multislices CT.

โดย ผศ.สุชาติ เกียรติวัฒนเจริญ

            เป็นเครื่องเอกซเรย์คอมพิวเตอร์ที่แก้ปัญหาเครื่องเอกซเรย์แบบ Conventional ทั้ง generation 3 และ generation 4 ที่ไม่สามารถหมุนรอบ gantry ได้เพราะติดปัญหาสายไฟ High voltage ที่จ่ายกระแสไฟฟ้าให้แก่หลอดเอกซเรย์ทำให้เวลาในการ scan ผู้ป่วยใช้เวลาที่ต่ำสุดเพียง 1 วินาทีต่อการ scan หนึ่งครั้ง ดังนั้นเมื่อนำเอา Slip ring ซึ่งเป็นอุปกรณ์ที่สามารถแทนสายไฟแรงสูงที่จ่ายกระแสไฟฟ้าแก่หลอดเอกซเรย์โดยไม่ใช้สายไฟฟ้า ทำให้ตัดปัญหาการ scan ที่ไม่ต่อเนื่องออกไปได้

รูปที่ 1   ซ้ายมือ เครื่อง conventional CT. จะมีข้อจำกัดเรื่อง high voltage cable

            ขวามือ เครื่อง Spiral CT. ใช้ slip ring จ่ายแรงดันไฟฟ้าแก่หลอดเอกซเรย์แทนสายไฟทำให้หมุน หลอดเอกซเรย์ได้ต่อเนื่อง

การทำงานของเครื่อง Spiral CT. scan

            แนวคิดในการนำเอา Slip ring มาใช้ในเครื่อง CT.ครั้งแรกในปี คศ.1988 โดย Dr. Willi A. Kalender แห่งมหาวิทยาลัย Erlanger ในประเทศเยอรมัน (Institute  of Medical Physics) ร่วมกับ Peter Vock จากประเทศสวิสเซอร์แลนด์ ในการวิจัยเกี่ยวกับเทคนิคการเก็บข้อมูลแบบ volume scan และได้เสนอผลงานในการประชุม RSNA (Radiological Society of North America ที่จัดประชุมใน Chicago ในปี คศ. 1989 ซึ่งก่อนหน้านี้ในปี คศ.1997  Dr. Kalender เคยนำเสนอหลักการคำนวณการเก็บข้อมูลแบบ volume ร่วมกับ Mori.นักวิจัยชาวญี่ปุ่น, และได้เสนอผลงานวิจัยที่พัฒนาต่อในเกี่ยวกับเรื่องนี้อีกครั้งกับ Bresler และ Skrabecz  ในปี คศ. 1993

รูปที่ 2   (ขวามือ) ลักษณะการหมุนของหลอดเอกซเรย์ในขณะที่ผู้ป่วยเคลื่อนที่ทำให้การเก็บ

ข้อมูลของเครื่อง Spiral CT.มีลักษณะเป็นเกลียว

(ซ้ายมือ) ระบบมอเตอร์และสายพานเป็นชุดขับเคลื่อนหลักทำให้ Slip ring หมุน

ได้ต่อเนื่อง (ปัจจุบันใช้ระบบ direct drive แทนสายพาน; อ่านในเรื่อง gantry ของ MDCT)

            การใช้ Slip ring ช่วยแก้ปัญหาเครื่อง CT. ใน generation 3 และ 4 ที่ไม่สามมารถหมุนโดยรอบ Gantry ได้ตามอุดมคติที่คิดไว้เพราะปัญหาเรื่อง High voltage cable  ทำให้การหมุนแต่ละครั้งของหลอดเอกซเรย์ต้องหมุนไปและกลับ (Half scan) ทำให้ไม่สามารถทำเวลาในการ scan ต่ำกว่า 1 วินาทีได้ ทั้งนี้เพราะในการเก็บข้อมูลแต่ละครั้งจะต้องให้เวลาเตียงเอกซเรย์เคลื่อนที่เข้าสู่ตำแหน่งที่ตั้งไว้แต่ละ Slice ก่อนจึงจะเริ่มหมุนหลอดเอกซเรย์กลับเพื่อ scan ครั้งต่อไป เรียกเวลาที่อยู่ช่วงต่อระหว่าง scan ว่า interscan time ซึ่งจะใช้เวลาอยู่ในช่วง 0.5-4 วินาที นอกจากนั้นการที่หลอดเอกซเรย์ต้องหยุดทุกๆ ครั้งที่ scan แต่ละ slice ทำให้ต้องเริ่มหมุนจากหยุดนิ่งทุกครั้ง ยิ่งทำให้เสียเวลามากขึ้นในการเริ่มใหม่ทุกๆ ครั้งไม่ว่าไปหรือกลับ ซึ่งต่างจากการใช้เทคโนโลยี slip ring ที่สามารถทำความเร็วของหลอดเอกซเรย์ได้สูงในทุกๆ รอบการ scan ตลอดช่วงที่ตรวจ อย่างไรก็ตามในยุคแรกๆ ของเครื่อง Spiral CT. จะให้ความเร็วต่อรอบประมาณ 1 วินาที (360^๐ per second.)  ซึ่งไม่เร็วมากนัก เนื่องจากข้อจำกัดของการใช้สายพานและมอเตอร์ในการหมุน Slip ring แต่ระหว่างการหมุนของ หลอดเอกซเรย์และ detector นั้น จะเก็บข้อมูลไปพร้อมๆกับการเคลื่อนที่ของเตียงผู้ป่วยทำให้ข้อมูลที่เข้าสู่คอมพิวเตอร์ต่อเนื่องตลอดเวลาไม่ขาดช่วง ซึ่งต่างจาก conventional CT. ที่จะต้องมีเวลาในการประมวลผลภาพจากข้อมูลที่เรียกว่า Reconstruction time ซึ่งใช้เวลาประมาณ 4 วินาทีต่อรูป (GE: CT9800) และการแสดงภาพ (Display time) จะใช้เวลาอีกประมาณ 1 วินาทีนั่นคือการสร้างภาพแต่ละ Slice จะใช้เวลาประมาณ 5 วินาที (Scan time + Interscan time + Display time) นอกจากนั้นแล้วเครื่อง conventional CT. บางเครื่องจะใช้เวลาในการเก็บข้อมูลช้ากว่า Scan time (Long Acquisition time) ซึ่งทำให้เพิ่มเวลา Interscan time มากขึ้นไปอีก

แม้ว่า scan time ต่อครั้งจะเท่ากับ conventional ก็จริงแต่สามารถเก็บข้อมูลได้ครบรอบ (360^๐ ) ในขณะที่ conventional จะได้ข้อมูลไม่ครบรอบ (180-210 ^๐ ) เท่านั้น และไม่มีช่วงเวลาระหว่าง slice ด้วย เพราะมีการ scan ต่อเนื่องตลอดช่วงที่ต้องการและด้วยความก้าวหน้าของระบบคอมพิวเตอร์ที่ใช้ทำให้เห็นได้ว่าแม้ scan time เท่ากันแต่ตัดเรื่อง interscan time และ Acquisition time ภาพที่ได้จากเครื่อง Spiral CT. จะแสดงภาพเกือบทันทีที่เริ่ม Scan และภาพสุดท้ายแสดงได้เกือบทันทีที่สิ้นสุดการ scan

            รูปที่ 3 (A)  Conventional CT. จะเสียเวลาในการ scan จากการเคลื่อนที่และหยุดของเตียง

     รวมทั้งการหยุดกลั้นใจของผู้ป่วยเป็นครั้งๆ

(B) Spiral CT. สามารถ scan ต่อเนื่องตลอดช่วง ทำให้เวลาการ scan สั้นลง

ลักษณะที่สำคัญของเครื่อง Spiral

            ภายหลังการทำให้หลอดเอกซเรย์หมุนได้ครบรอบ 360 องศาจากการใช้ Slip ring ทำให้เครื่อง Spiral CT เก็บข้อมูลในลักษณะ Volume และต่อเนื่องตลอดเวลาที่ scan (Continue acquisition data) แต่ในระยะแรกพบว่าการเก็บข้อมูลที่มีลักษณะที่เรียกว่า Spiral หรือ Helical หากนำไปสร้างภาพด้วย Algorithm มาตรฐานเช่นเดียวกับเครื่อง Conventional CT. จะพบว่าภาพที่ได้มี Motion artifacts อยู่ทุก slice ซึ่งเป็นผลจากการเหลื่อมกันของข้อมูลที่เก็บในแต่ละระนาบ ดังนั้นเครื่อง Spiral CT. ได้พัฒนา Software และ Algorithm ที่จะใช้สร้างภาพให้มีคุณภาพที่สูงและรวดเร็วทันต่อเวลาในการเคลื่อนที่ของหลอดเอกซเรย์ที่ต่อเนื่อง ของข้อมูลตลอดเวลาที่ scan ดังนั้นการสร้างเครื่องของ Spiral CT. จะต้องมีความคุณลักษณะเฉพาะดังนี้

       1.หลอดเอกซเรย์และ detector จะต้องหมุนอย่างต่อเนื่องด้วยความเร็วสูงและสม่ำเสมอ 

     2.เตียงจะต้องเคลื่อนที่ตัดผ่านลำรังสีเอ็กซ์ขณะ scan ตลอดช่วงระยะที่กำหนด

       3.กำลังของเครื่อง (power loading) จะต้องมากกว่าเครื่อง conventional CT. 

             เพื่อให้สามารถรับ Load ที่หลอดเอกซเรย์ทำงานต่อเนื่องตลอดเวลาที่ scan

     4.หลอดเอกซเรย์จะต้องมีความจุความร้อน (Heat capacity) สูงกว่า  conventional 

         CT. เพราะการ scan ต่อเนื่องนานๆ จะเกิดความร้อนที่หลอดเอกซเรย์มหาศาล และระบบ

             การระบายความร้อนต้องรวดเร็วพอที่จะทำงานอย่างต่อเนื่อง

        5. ความเร็วของการหมุนของ Anode disc จะต้องเป็นชนิด High speed rotating 

         anode disc ซึ่งมีรอบสูงมากกว่า 9000 rpm. เช่นหลอดเอกซเรย์ของ Siemens 

              ที่ใช้กับเครื่อง Somatom 64 slices CT. scan จะมีรอบการหมุนถึง 12,000    

          rpm.  ทำให้การระบายความร้อนเร็วมากจนเครื่องสามารถ scan โดยไม่เกิด over heat 

               ที่ต้องหยุด scan เหมือนกับ เครื่อง conventional CT. ที่บางครั้งหากเครื่องระบาย

               ความร้อนไม่ทันก็จะต้องรอเวลาให้หลอดเอกซเรย์เย็นตัวลง เรียกว่า Cooling time 

               ซึ่งเกิดขึ้นเสมอๆ ถ้า scan range มากๆ

        6. การ reconstruction image จะต้องใช้ algorithm ที่เรียกว่า Spiral/Helical 

         weighting algorithm แทน standard algorithm ที่ใช้ใน conventional 

         CT. scan ซึ่งจะได้กล่าวต่อๆไป ในเรื่อง image reconstruction

รูปที่ 4 ลักษณะการ scan ของเครื่อง conventional CT และ spiral CT.

Spiral CT. Image reconstruction

            การสร้างภาพของเครื่อง Spiral CT. นั้นจะมีรูปแบบการเก็บข้อมูลต่างไปจาก conventional scan เนื่องจากข้อมูลที่รวบรวมในเวลาต่างๆ ขณะที่เตียงผู้ป่วยเคลื่อนผ่านไปนั้นจะทำให้แต่ละรอบการ scan มีข้อมูลเหลื่อมกันต่อเนื่องกันไปทุกๆ slice

      รูปที่ 5  (A) เป็นการเก็บข้อมูลเพื่อนำไปสร้างภาพแต่ละ slice ของเครื่อง                       convention CT.

      (B) ลักษณะของข้อมูลที่รวบรวมได้ในแต่ละรอบการ scan ของเครื่อง spiral CT.มีลักษณะการเหลื่อมกันของข้อมูลในแต่ละ axial plane

      (C) การนำข้อมูลจาก data plane ของเครื่อง spiral CT. สร้างภาพด้วยวิธีเดิมแบบ

conventional CT. จะเกิด motion artifacts ทุก slice

      (D) เมื่อใช้วิธี reconstruction แบบ interpolation algorithm จะไม่เกิด motion artefacts

รูปที่ 6   (A) การทำ 3D reconstruction ด้วยเครื่อง conventional CT จะเกิดการเคลื่อนตำแหน่ง ได้ง่าย (จากการขยับหรือเคลื่อนไหวของอวัยวะต่างๆ)

            (B) การทำ 3D-image จากการใช้ใช้ spiral CT. ซึ่งเป็น Volume 

                  acquisition data ทำให้

                              ข้อมูลที่นำมาสร้างภาพมีทุกตำแหน่งในลูกบาศก์ และความเร็วในการ scan ทำให้

      ภาพสามมิติที่ได้มีลักษณะที่ตรงกับความเป็นจริงมากกว่า

            เมื่อนำข้อมูลที่ได้มาสร้างภาพด้วยวิธีการเดียวกับ conventional CT. จะทำให้ภาพเกิด motion artifacts ทุกภาพ ต้องใช้การสร้างภาพที่เรียกว่า spiral/helical algorithm โดยเทคนิคที่เรียกว่า Interpolation Algorithm เพื่อแก้ปัญหาที่เกิดขึ้นโดยเครื่อง spiral จะออกแบบให้การสร้างภาพทำงานดังนี้

            1. การคำนวณข้อมูลเพื่อกำหนดตำแหน่งของข้อมูลแต่ละตำแหน่งจะใช้ Interpolation technique โดย plane ของข้อมูลที่ได้ทั้งหมด (มีลักษณะ Volume data ที่ทราบตำแหน่งทุกจุด) จัดข้อมูลออกเป็นระนาบของแต่ละ slice โดยการคำนวณค่าของข้อมูลที่อยู่ในตำแหน่งระหว่างข้อมูลที่เหลื่อมกัน เพื่อสร้างเป็น plane ใหม่ที่อยู่ระหว่าง plane ที่เหลื่อมกัน เรียกว่า interpolation data reconstruction ทำให้สามารถสร้างภาพในทุกระยะการ scan

            2. เมื่อได้ค่าของข้อมูลที่เกิดจากการคำนวณของ interpolation technique แล้วก็นำไปสร้างภาพด้วยเทคนิคมาตรฐานเช่น filter back projection ต่อไป จะได้ภาพที่ไม่มี motion artifact

รูปที่ 7   ขั้นตอนที่หนึ่งในการคำนวณหาค่าในตำแหน่งระนาบการสร้างภาพ (image

plane) ที่เกิดจาก Interpolation technique โดยใช้ข้อมูลที่เก็บแบบ volume set ซึ่งตำแหน่งภาพที่ interpolate จะเกิดระหว่าง Acquisition data แต่ละ plane ที่ scan ผ่านในแต่ละตำแหน่ง

จากรูปที่ 9 และ 10 เป็นการอธิบายรูปแบบการเก็บข้อมูลโดยเทคนิค interpolation ที่เรียกว่า simplest approach หรือในทางเทคนิคที่เรียกว่า 360 degree linear interpolation algorithm (360^๐-LI Algorithm)  ซึ่งในทางปฏิบัติพบว่า ในช่วงแรกของเครื่อง spiral CT. ที่ใช้เทคนิคนี้จะให้ภาพที่มีคุณภาพไม่สูงนักเนื่องจากการคำนวณจะใช้ตำแหน่ง Slice Sensitive Profile (SSP)ค่อนข้างกว้าง (รูปที่ 11) หรือเรียกตำแหน่งของระยะห่างกันของระนาบที่ใช้สร้างภาพทั้งสองว่า z-gap ซึ่งมีผลต่อคุณภาพของภาพถ้า z-gap มีระยะมากคุณภาพของภาพก็ไม่ดีนัก แต่ถ้า z-gap แคบจะทำให้ได้ภาพที่ดีกว่า

รูปที่ 8 ขั้นตอนที่สองในการสร้างภาพของเครื่อง spiral CT. เป็นการเลือก

             reconstruction plane ได้ตลอดช่วงข้อมูลอย่างอิสระ

           รูปที่ 9 การสร้างภาพด้วยเทคนิค 360 degree interpolation algorithm (z) โดยคำนวณข้อมูลระหว่างระนาบในตำแหน่ง z’ และ z’+d ที่ต่างกัน 360 องศา

เมื่อนำมาสร้างภาพจะได้ภาพที่ค่อนข้างหยาบ จึงแก้ปัญหาโดยใช้เทคนิคการเก็บข้อมูลที่เรียกว่า 180 degree Linear Interpolation Algorithm แทน (รูปที่ 12) ทำให้ระนาบของ SSP ไม่ห่างกันมากเมื่อนำไปสร้างภาพก็จะได้ภาพที่ดีกว่าการใช้ 360 degree interpolation reconstruction

รูปที่ 10 การสร้างภาพด้วยเทคนิค 180^๐ Linear Interpolation Algorithm (180^๐LI)

เทคนิคการสร้างภาพด้วย 180^๐ Linear Interpolation Algorithm (180^๐LI)  จะเกิดจากการคำนวณข้อมูลระหว่างระนาบในตำแหน่ง z” และ z’+d ที่ต่างกัน 180 องศา ส่วนการใช้ 180^๐ HI technique เป็นการใช้ข้อมูลในระนาบที่ซับซ้อนขึ้นจาก z’, z”,z’+d และ z”+d ทำให้ช่วง z-gap แคบมากกว่า 180 องศา

เอกสารอ้างอิง

สุชาติ เกียรติวัฒนเจริญ. เอกสารประกอบการสอนกระบวนวิชา 515337 เรื่อง ส่วนประกอบ

          ของเครื่องเอกซเรย์คอมพิวเต็ทโทโมกราฟี. คณะเทคนิคการแพทย์ มหาวิทยาลัยเชียงใหม่, 

          เชียงใหม่. 2549.

E. Seeram. Computed Tomography; Physical principles.

      clinical applications and quality control. 2^nd edition.     

      W.B.Sauders Co.ltd, Philadelphia, USA.2001.

W.A. Kalender. Computertomography. Publicis MCD Verlag.

       München. 2000.

http://www.toshiba medical system.com (online)

http://www.siemens medical system.com (online)

 ********************** ติดตาม MDCT ตอนที่ 2 ครับ ******************************