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 ============