Tóm tắt

Cắt lớp vi tính đa dãy (multidetector row computed tomography) cho phép chụp ảnh giải phẫu và chức năng tim, mạch máu lớn, và động mạch vành không xâm lấn. Trong những năm gần đây, đã có một số tiến bộ trong phần cứng máy CT, giúp mở rộng tiện ích lâm sàng của CT cho hình ảnh tim mạch. Bài đánh giá này từ nhóm làm việc BEST (Basic and Emerging Sciences and Technology) của SCCT (Society of Cardiovascular Computed Tomography) tổng hợp tóm tắt các khía cạnh kỹ thuật của các thiết bị phần cứng CT hiện đại nhất và mô tả các chế độ quét mà các thiết bị này hỗ trợ cho hình ảnh CT tim mạch.

1. Giới thiệu

Từ cuối những năm 1990, các nghiên cứu đã chỉ ra rằng CT cho phép chụp ảnh không xâm lấn tim và các mạch máu lớn, đặc biệt là các động mạch vành. Chụp các động mạch vành rất khó vì kích thước nhỏ và sự chuyển động của chúng. CT tim mạch yêu cầu độ phân giải thời gian cao để đóng băng chuyển động của tim và do đó nó đã được hưởng lợi từ việc tăng dần tốc độ quay của gantry. Việc thu thập dữ liệu và tái tạo hình ảnh được đồng bộ hóa hoàn toàn với tín hiệu ECG là cần thiết để thu được bộ dữ liệu hình ảnh từ giai đoạn chu chuyển tim mong muốn. Hơn nữa, hình ảnh của các động mạch vành đòi hỏi độ phân giải không gian cao và tái tạo các lát cắt mỏng (dưới milimet). Nhiều mặt cắt ngang (thường nằm trong khoảng từ 32 đến 320, tương ứng với độ bao phủ z từ 2 đến 16 cm) cần được thu nhận đồng thời để có thể bao phủ toàn bộ quả tim trong khoảng 10 giây hoặc ít hơn (chỉ trong vòng một lần nín thở). Để đáp ứng các yêu cầu kỹ thuật này, những tiến bộ trong kỹ thuật phần cứng máy CT đã phát triển nhanh chóng và vẫn đang tiếp diễn.

SCCT (Society of Cardiovascular Computed Tomography) đã thành lập nhóm làm việc BEST (Basic and Emerging Sciences and Technology) để hướng dẫn người dùng CT về các kỹ thuật cơ bản của CT tim mạch. Nhóm này bao gồm các bác sĩ, kỹ thuật viên, và các nhà khoa học làm việc trên máy CT từ nhiều hãng máy trong lĩnh vực tim mạch. Một bài đánh giá đã được nhóm này phát triển để tóm tắt các khía cạnh kỹ thuật của phần cứng của các máy CT tiên tiến nhất hiện nay và để mô tả các chế độ quét trên các hệ thống máy này đối với CT tim mạch. Nhóm làm việc BEST đã tiến hành một cuộc họp trực tiếp và một số cuộc họp qua điện thoại và trao đổi email để xác định nội dung và phần trọng tâm của tài liệu. Các thông tin dựa trên các tài liệu đã xuất bản và sự đồng thuận về các phương pháp chụp CT tốt nhất. Tài liệu cuối cùng đã được các thành viên của BEST nhất trí thông qua.

2. Thiết bị phần cứng CT (CT hardware)

Hình 1 tóm tắt phần cứng máy MDCT hiện đại của các nhà sản xuất máy CT chính. Hầu hết các máy CT được mô tả là một nguồn (single source) và sử dụng một ống tia X (single x-ray tube) được gắn trên gantry đối diện với dãy đầu thu (detector array). Một loại máy CT nguồn kép (dual-source), có 2 hệ thống ống tia X/đầu thu được gắn trên cùng một gantry, cách nhau 95°.

Hình 1. Tóm tắt các thiết bị CT và các thông số cho máy CT hiện đại của các nhà sản xuất thông thường.

Hầu hết các máy CT sử dụng các detector gốm nhấp nháy (trạng thái rắn) kết hợp với đi-ốt quang, giúp cải thiện độ phân giải không gian và giảm nhiễu so với các hệ thống detector khí xenon cũ. Các detector được sắp xếp theo hàng và cột; số lượng hàng detector hoạt động và chiều rộng trục z của detector trong một array xác định cấu hình bộ detector. Các cấu hình detector có sẵn trên các máy CT hiện đại để chụp ảnh tim mạch được minh họa trong Hình 2.

Hình 2. Sơ đồ cấu hình detector cho máy MDCT hiện đại nhất từ các nhà sản xuất CT lớn.

Tổng độ rộng chùm tia trên danh nghĩa (tổng độ rộng chùm tia X trên mỗi góc quay gantry được xác định tại tâm của máy quét) được xác định bởi cấu hình detector được chọn trong protocol CT. Ví dụ: cấu hình detector 64 × 0.5 mm tương ứng với tổng độ rộng chùm tia trên danh nghĩa (total nominal beam width) là 32 mm và cấu hình detector 320 × 0.5 mm tương ứng với tổng độ rộng chùm tia trên danh nghĩa là 160 mm. Tổng độ rộng chùm tia trên danh nghĩa cho các máy quét hiện đại được liệt kê trong Hình 1.

Độ rộng của hàng detector (detector row width) xác định độ dày tối thiểu của hình ảnh CT được tái tạo và bị ảnh hưởng bởi kích thước trục z của từng thành phần detector. Ví dụ: độ rộng hàng detector là 0.6 mm cho phép độ dày lát cắt là 0.6 mm hoặc lớn hơn. Xuyên mặt phẳng hoặc độ phân giải z (through-plane or z-resolution) được quyết định bởi độ rộng trục z (z-axis dimension) của các phần tử detector riêng lẻ (individual detector element). Để cải thiện độ phân giải không gian xuyên mặt phẳng (through-plane spatial resolution), một số hệ thống sử dụng tiêu điểm tia X luân phiên (x-ray focal spot) giữa 2 vị trí z (nghĩa là z-flying focal spot) để thu được 2 lát chồng lên nhau cho mỗi hàng detector. Tính năng này đã được báo cáo là cải thiện độ phân giải không gian của mặt phẳng z lên 0.4 mm. Độ phân giải không gian trong mặt phẳng (in-plane spatial resolution) được xác định chủ yếu bởi số lượng hình chiếu tia X có sẵn (number of x-ray projections available) để tái tạo, trường quét (scan field of view), và ma trận hình ảnh (image matrix). Độ phân giải không gian trong mặt phẳng cao nhất của máy MDCT hiện tại đã được báo cáo là nằm trong khoảng 0.23 mm đến 0.4 mm.

Trong quá trình quét xoắn ốc (helical scanning), một số lần quét quá mức (overscanning) theo hướng dọc (z-overscan) là bắt buộc để đảm bảo có đủ dữ liệu để tái tạo. Quét quá mức làm lộ các cơ quan liền kề với phạm vi quét mong muốn không được quan tâm trên lâm sàng. Chuẩn trực động hoặc thích ứng (dynamic or adaptive collimation) là một giải pháp dựa trên phần cứng để chuẩn trực chùm tia X (collimating the x-ray beam) sao cho việc tiếp xúc với bức xạ bên ngoài bị chặn bởi các lá của bộ chuẩn trực có thể thu vào (retractable collimator blades). Chuẩn trực động (dynamic collimation) có tác dụng lớn nhất trong việc giảm liều đối với thời gian quét ngắn hơn và giá trị pitch cao hơn.

Quét quá mức z (z-overscanning) cũng có thể xảy ra trong quá trình quét dọc trục (axial scanning). Trong trường hợp này, lượng z-overscan phụ thuộc vào chiều dài quét theo kế hoạch (planned scan length) và tổng chùm tia chuẩn trực (total beam collimation). Nếu chiều dài quét theo kế hoạch (planned scan length) không phải là bội số nguyên của tổng chuẩn trực chùm tia (total beam collimation), thì số lần quét dọc trục cần thiết để bao phủ vùng giải phẫu quan tâm sẽ dẫn đến sự phơi nhiễm không cần thiết của các cơ quan liền kề, như xảy ra với quét xoắn ốc. Chuẩn trực thích ứng (adaptive collimation) là một giải pháp phần cứng được cung cấp trên một số các máy MDCT dãy detector rộng (wide-detector array MDCT scanners); với kỹ thuật này, chuẩn trực của detector được chọn tự động từ một tập hợp các chuẩn trực chùm tia với gia số 10 mm dựa trên chiều dài quét đã lên kế hoạch để giảm thiểu phơi nhiễm ngoại lai. Chuẩn trực thích ứng để quét dọc trục có tác dụng lớn nhất trong việc giảm liều với các máy MDCT detector rộng (wide-detector array MDCT scanners) vì phần của tổng mức phơi nhiễm tia X trong chế độ quét dọc trục được cho là do quét quá mức z (z-overscanning) tăng lên với phạm vi bao phủ detector trục z.

Trong khi các thuật toán tái tạo hình ảnh CT ban đầu cần 360° dữ liệu chiếu để tạo ra hình ảnh, thì các thuật toán mới hơn cho hình ảnh tim chỉ cần khoảng 180° dữ liệu. Đối với máy CT một nguồn, thời gian cần thiết để thu thập tất cả dữ liệu cần thiết để tái tạo hình ảnh tim (nghĩa là thời gian thu nhận, acquisition time) bằng khoảng một nửa thời gian quay của gantry. Máy CT một nguồn nhanh nhất hiện có quay với tốc độ 270 ms mỗi vòng quay, với thời gian thu ảnh trên danh nghĩa (nominal acquisition time) và độ phân giải thời gian xấp xỉ 135 ms. Đối với máy CT nguồn kép, thời gian thu nhận xấp xỉ bằng một phần tư thời gian quay của gantry, bởi vì có 2 nguồn/detector thu thập dữ liệu tia X với một nửa thời gian cần thiết so với 1 nguồn/detector thu thập dữ liệu tia X. Máy CT nguồn kép nhanh nhất hiện có quay với tốc độ 280 ms mỗi vòng quay, với thời gian thu ảnh trên danh nghĩa là khoảng 70 ms.

Trong một số trường hợp, có các cơ hội cải thiện độ phân giải thời gian trong quá trình tái tạo hình ảnh do vượt quá các giới hạn gây ra bởi thời gian quay của gantry thông qua việc sử dụng kỹ thuật tái tạo nhiều chu kỳ. Trong quá trình quét xoắn ốc, các photon bị suy giảm đi qua bất kỳ cấp độ lát cắt nhất định nào của cơ thể sẽ liên tiếp bị hấp thu ở mỗi hàng detector khi bàn bệnh nhân di chuyển qua gantry. Mỗi hàng detector liên tiếp thu thập dữ liệu từ lát cắt cụ thể trên cơ thể bệnh nhân, mỗi hàng sẽ thu tại một thời điểm hơi khác nhau trong chu kỳ tim. Tuy nhiên, nếu nhịp tim đủ cao, tốc độ của bàn đủ chậm và dãy detector đủ rộng, các hàng detector có thể thu thập dữ liệu từ cùng một vị trí 2 hoặc 3 lần. Thay vì tái tạo các hình ảnh từ một cung 180° duy nhất của dữ liệu suy giảm thu được trong 1 nhịp tim, hình ảnh có thể được tái tạo từ 2 cung liền kề hoặc chồng chéo tổng cộng 180° và thu được trong 2 nhịp tim liên tiếp. Ví dụ: 90° đầu tiên của dữ liệu có thể được lấy từ nhịp tim đầu tiên và 90° thứ hai có thể được lấy từ nhịp tim tiếp theo. Vì việc thu thập dữ liệu trong mỗi nhịp tim hiện đang diễn ra trên một góc quét nhỏ hơn nên thời gian cần thiết để thu thập sẽ ngắn hơn, giúp cải thiện độ phân giải theo thời gian. Đối với các trường hợp thu được chính xác 90° dữ liệu từ mỗi chu kỳ tim, đối với hệ thống CT một nguồn, độ phân giải thời gian sẽ được cải thiện hiệu quả gấp 2 lần, tức là giá trị bằng một phần tư thời gian quay của gantry (ví dụ: 67 ms đối với thời gian quay của gantry 270 ms). Ngoài ra, có thể sử dụng 3 bộ dữ liệu liền kề hoặc chồng chéo từ 3 chu kỳ tim liên tiếp, một lần nữa với nhịp tim đủ cao và tốc độ bàn đủ chậm, để cải thiện hiệu quả độ phân giải thời gian gấp 3 lần, tức là lên giá trị bằng 1/8 thời gian quay gantry cho hệ thống CT một nguồn (ví dụ: 45 ms cho thời gian quay gantry 270 ms).

Có một số lưu ý liên quan đến tái tạo nhiều chu kỳ (multicycle reconstruction). Phơi nhiễm bức xạ có xu hướng cao hơn do yêu cầu phơi nhiễm tia X chồng chéo. Ngoài ra, độ phân giải thời gian tốt nhất chỉ có thể đạt được ở một số nhịp tim nhất định khi có thể thu được các bộ dữ liệu liền kề về mặt không gian và bằng nhau từ các chu kỳ tim liên tiếp (ví dụ: góc quét từ 0° đến 90° từ chu kỳ tim đầu tiên và 90° đến 180° từ chu kỳ tim thứ hai). Ở hầu hết các nhịp tim, các bộ dữ liệu từ các chu kỳ tim liên tiếp chồng lên nhau, với 1 bộ dữ liệu kéo dài hơn 90° và yêu cầu thời gian thu thập lâu hơn. Cuối cùng, tái tạo nhiều chu kỳ đòi hỏi nhịp tim đều đặn: tim phải nghỉ ngơi ở cùng một vị trí, với cùng độ dài chu kỳ tim cho mỗi nhịp của quá trình quét. Bất kỳ sự thay đổi nào, đặc biệt là về độ dài chu kỳ tim, trong quá trình quét có thể dẫn đến hiện tượng giả chuyển động. Tuy nhiên, ưu điểm của tái tạo đa chu kỳ được cho là vượt trội so với nhược điểm đối với các hệ thống nguồn đơn và được triển khai tự động để quét xoắn ốc ECG-gated hồi cứu trên tất cả các hệ thống CT.

Tái tạo nhiều chu kỳ không giới hạn ở quét xoắn ốc. Một máy quét có dãy detector đủ rộng để bao phủ toàn bộ tim trong 1 vòng quay, chẳng hạn như máy quét 320 dãy, có thể chụp ảnh toàn bộ tim trong nhiều lần tim kỳ nghỉ tiền tâm thu (tối đa 5 lần) bằng cách sử dụng các kỹ thuật chụp dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu (prospective ECG-triggered axial techniques) và có thể kết hợp dữ liệu để cải thiện độ phân giải thời gian hiệu quả. Luôn có thể thu được các cung dữ liệu liền kề, chẳng hạn như đảm bảo cải thiện gấp 2 lần độ phân giải thời gian hiệu quả với tái tạo 2 chu kỳ ở mọi nhịp tim. Tuy nhiên, một nhược điểm lớn của việc sử dụng tái tạo nhiều chu kỳ với dãy máy detector rộng là tăng liều bức xạ với các lần chụp lặp lại; tái tạo 2 chu kỳ, 3 chu kỳ, 4 chu kỳ, hoặc 5 chu kỳ dẫn đến liều bức xạ tăng gấp 2, 3, 4, hoặc 5 lần so với tái tạo 1 chu kỳ.

3. Các chế độ chụp (Scan modes)

Dữ liệu CT được thu thập bằng cách sử dụng chế độ quét xoắn ốc (helical/spiral) hoặc quét dọc trục (axial scanning). Dữ liệu xoắn ốc được thu thập trong quá trình quay liên tục của gantry và đồng thời dịch chuyển bàn bệnh nhân. Dữ liệu quét dọc trục thường được thu thập trong quá trình xoay toàn bộ (360°) hoặc một phần (180° + góc quạt của detector) của nguồn tia X và hệ thống detector xung quanh bệnh nhân trong khi bàn bệnh nhân đứng yên; nếu phạm vi bao phủ của trục z không đủ để quét toàn bộ vùng quan tâm, thì bàn bệnh nhân sẽ di chuyển dọc theo trục z giữa các giai đoạn thu thập dữ liệu.

Đối với hầu hết các chỉ định CT tim mạch, việc thu thập hoặc tái tạo dữ liệu được tham chiếu đến chu kỳ tim để có được giai đoạn chu kỳ tim mong muốn giúp hạn chế dữ liệu không mong muốn. Điều này được thực hiện bằng cách sử dụng tín hiệu ECG của bệnh nhân để kích hoạt quá trình thu thập dữ liệu hoặc tái tạo dữ liệu hồi cứu. Kết quả của các chế độ quét tim có thể được mô tả là các chế độ quét xoắn ốc ECG-gated hồi cứu, quét dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu, hoặc chế độ quét xoắn ốc kích hoạt ECG tiến cứu.

3.1. Quét xoắn ốc ECG-gated hồi cứu (retrospective ECG-gated helical scan)

Với quét xoắn ốc pitch thấp (low-pitch helical scanning), dữ liệu được truy xuất ngược (retrospectively) theo tín hiệu ECG được ghi lại. Dữ liệu x-quang được thu thập trong suốt chu kỳ tim với sự quay liên tục của gantry và chuyển động của bàn cho đến khi toàn bộ chiều dài trường chụp được bao phủ; tín hiệu ECG của bệnh nhân được ghi đồng thời. Dữ liệu CT sau đó được tham chiếu hồi cứu theo tín hiệu ECG đã ghi và hình ảnh được tái tạo tại các thời điểm mong muốn trong mỗi chu kỳ tim (Hình 3). Quét xoắn ốc ECG-gated hồi cứu là chế độ quét chủ yếu để chụp ảnh tim bằng máy MDCT, trong quá trình thiết lập nó được xem như một xét nghiệm lâm sàng tiêu chuẩn.

Hình 3. Sơ đồ hiển thị quá trình thu thập dữ liệu CT xoắn ốc ECG-gated hồi cứu, với gantry quay liên tục và bàn bệnh nhân dịch chuyển đồng thời. Liều bức xạ từ quá trình quét là (A) cao nhất khi tắt điều chế dòng điện trong ống dựa trên ECG, (B) thấp hơn khi dòng điện trong toàn bộ ống chỉ được áp dụng một phần (ví dụ: từ 40%–80%) của chu kỳ tim, và (C) thấp nhất với dòng điện toàn bộ ống được áp dụng chỉ trong một giai đoạn duy nhất của chu kỳ tim.

Các kỹ thuật ECG-gated hồi cứu ít nhạy hơn so với các chế độ kích hoạt ECG tiến cứu đối với rối loạn nhịp tim; hầu hết các phần mềm máy CT cho phép xóa dữ liệu từ các nhịp thất sớm, chèn các đỉnh R không được phát hiện và dịch chuyển các đỉnh R để điều chỉnh rối loạn nhịp tim. Do đó, ECG-gating hồi cứu có thể được ưu tiên cho những bệnh nhân có nhịp tim cao và/hoặc không đều.

Nhược điểm của quét xoắn ECG-gated hồi cứu là tăng liều bức xạ từ tia X cường độ thấp trong toàn bộ chu kỳ tim. Tuy nhiên, vì dữ liệu CT thường chỉ cần thiết ở giai đoạn tim ít chuyển động nhất (ví dụ: giai đoạn giữa tâm trương hoặc cuối tâm thu) để tái tạo hình ảnh, nên có thể giảm đáng kể liều bức xạ bằng cách điều chỉnh dòng điện trong ống theo tín hiệu điện tâm đồ của bệnh nhân giúp đạt giá trị tối đa trong (các) giai đoạn tái tạo mong muốn của chu kỳ tim và có giá trị tối thiểu trong các giai đoạn còn lại. Chất lượng hình ảnh không bị ảnh hưởng ở những bệnh nhân được lựa chọn phù hợp (cụ thể là ở các bệnh nhân chụp mạch vành có nhịp xoang ổn định và hầu hết ở các bệnh nhân không mắc bệnh mạch vành). Tuy nhiên, điều chế dòng ống dựa trên điện tâm đồ đặt ra những hạn chế đối với hình ảnh xoắn ốc ở bệnh nhân có nhịp tim không đều đối với một số chỉ định nhất định, chủ yếu là đánh giá các động mạch vành. Do điều biến dòng điện trong ống dựa trên ECG được quy định dựa trên mức trung bình của độ dài khoảng R-R nhịp trước quét, nên những thay đổi về nhịp tim trong quá trình quét có thể dẫn đến việc giảm dòng điện trong ống ngoài ý muốn trong giai đoạn tái tạo hình ảnh mong muốn cho một chu kỳ tim nhất định. Ngoài ra, do ống tia X không thể thay đổi dòng điện của nó ngay lập tức (nghĩa là có độ trễ cố hữu trong việc giảm và tăng dòng điện), việc điều biến dòng điện trong ống sẽ kém hiệu quả hơn ở nhịp tim cao hơn.

Các chiến lược khác nhau tồn tại cho vấn đề điều chế dòng điện trong ống dựa trên ECG. Một số máy CT cho phép kéo dài thời lượng dòng điện tối đa của ống đối với bệnh nhân có nhịp tim không đều. Điều này mở rộng tiện ích của việc điều chế dòng ống dựa trên ECG, nhưng phải trả giá bằng việc tăng lượng bức xạ. Một số hệ thống tạm thời đình chỉ hoặc tắt vĩnh viễn chế độ điều chế dòng ống dựa trên ECG nếu sự thay đổi theo từng nhịp vượt quá giá trị ngưỡng trong quá trình thu thập dữ liệu. Khi đó, nguy cơ điều biến dòng điện trong ống không đúng thời gian hầu như được loại bỏ trong các trường hợp rối loạn nhịp tim nghiêm trọng, và liều bức xạ cũng tăng lên.

Giá trị dòng điện tối thiểu của ống được áp dụng trong quá trình điều chế dựa trên ECG có thể nằm trong khoảng từ 0 đến khoảng 20% giá trị tối đa tùy thuộc vào loại máy CT cụ thể. Hầu hết các nhà sản xuất CT xác định giá trị cố định cho dòng điện tối thiểu trong ống, nhưng một nhà sản xuất cho phép người dùng chọn giá trị bằng 3% đến 20% giá trị tối đa. Dữ liệu vẫn có sẵn để tái tạo khi dòng điện trong ống giảm (nhưng khác 0) được áp dụng trong một phần của chu kỳ tim, nhưng chất lượng hình ảnh có thể không đủ cho các lát mỏng (ví dụ: <1 mm) cần thiết để đánh giá mạch vành. Tuy nhiên, vẫn có thể tái tạo các lát dày hơn (ví dụ: 10 mm) để đánh giá chức năng.

Các ngưỡng nhịp tim được đề xuất cho chụp CTA mạch vành trên các máy CT chọn lọc được liệt kê trong Hình 4. Do các yêu cầu về liều đối với CT xoắn ốc ECG-gated hồi cứu, SCCT có khuyến nghị dành riêng cho chế độ này ở những bệnh nhân không đủ điều kiện để thực hiện quét CT kích hoạt ECG tiến cứu vì các hạn chế liên quan đến máy quét, nhịp tim không đều và/hoặc nhịp tim cao. Nhịp tim phù hợp khác nhau tùy theo kiểu máy CT và chỉ định lâm sàng. Hơn nữa, nếu chụp CT xoắn ốc ECG-gated hồi cứu, nên sử dụng điều chế dòng điện trong ống dựa trên ECG với cửa sổ hẹp nhất có thể lựa chọn của dòng điện trong ống tối đa, ngoại trừ ở những bệnh nhân có nhịp tim không đều.

Hình 4. Các ngưỡng nhịp tim để lựa chọn chế độ chụp khi chụp CTA mạch vành trên các máy CT hiện đại.

3.2. Quét dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu (prospective ECG-triggered axial scan)

Quá trình đồng bộ hóa quét dọc trục với chu kỳ tim được thực hiện bằng cách sử dụng tín hiệu điện tâm đồ của bệnh nhân để kích hoạt thu thập dữ liệu tiến cứu. Quá trình quét được bắt đầu tại thời điểm được xác định trước sau khi phát hiện đỉnh R (ví dụ: thời điểm khi sự chuyển động của tim là tối thiểu) trong khi bàn bệnh nhân đứng yên.

Đối với các máy CT có dãy detector rất rộng, liều bức xạ trong một lần gantry quay đủ để bao quát vùng cần quan tâm (ví dụ: đối với hình ảnh động mạch vành). Đối với các máy CT khác, bàn bệnh nhân phải được di chuyển đến vị trí trục z tiếp theo trong khi dừng phát tia X và tiếp tục thu thập dữ liệu sau khi bàn đứng yên; quá trình di chuyển bàn/thu thập dữ liệu được lặp lại cho đến khi toàn bộ chiều dài quét được bao phủ (Hình 5).

Hình 5. Sơ đồ hiển thị sự thu thập dữ liệu CT dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu. Quét bắt đầu bởi tín hiệu ECG của bệnh nhân ở giai đoạn khi chuyển động của tim là tối thiểu với bàn bệnh nhân đứng yên. Dữ liệu được thu thập (A) qua nhiều nhịp tim với hầu hết các máy, với bàn bệnh nhân di chuyển dần cho mỗi nhịp tim khác nhau và (B) trong một nhịp tim với máy CT có dãy detector rất rộng (đối với HR ≤ 65 nhịp/phút).

Quá trình quét dọc trục kích hoạt ECG đã nổi lên như một phương pháp thay thế quét xoắn ốc ECG-gated hồi cứu với liều thấp hơn. Hình ảnh dọc trục bị hạn chế đối với các máy quét có phạm vi bao phủ trục z ít hơn 20 hoặc tốt hơn là 40 mm trên mỗi vòng quay do thời gian quét dài vì phải di chuyển bàn bệnh nhân giữa các lần thu thập dữ liệu và tăng khả năng xảy ra các artifacts.

Để đánh giá các động mạch vành, nhịp tim thấp và ổn định thường là cần thiết để giảm thiểu các ảnh giả do chuyển động của tim. Dữ liệu bổ sung vượt quá mức tối thiểu cần thiết để tái tạo hình ảnh có thể thu được bằng chế độ quét dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu cho phép điều chỉnh hồi cứu cửa sổ tái tạo, có khả năng làm giảm các ảnh giả chuyển động của tim, nhưng những điều chỉnh này phải trả giá bằng việc tăng phơi nhiễm bức xạ. Trong nỗ lực ngăn chặn các artifacts chuyển động của tim, nhiều nhà sản xuất cung cấp các thuật toán loại bỏ rối loạn nhịp tim tự động giúp trì hoãn việc thu thập dữ liệu dọc trục cho đến khi nhịp tim ổn định nếu phát hiện thấy bất thường (Hình 6). Nhược điểm của các thuật toán như vậy bao gồm không đủ nồng độ thuốc tương phản trong trường hợp thời gian trễ dài.

Hình 6. Một ví dụ về thuật toán loại bỏ rối loạn nhịp tim. Sơ đồ theo dõi ECG từ một số chu kỳ tim được hiển thị. Dựa trên bài tập nín thở, chụp với độ dài khoảng R-R đầu tiên được mong đợi; tuy nhiên, khoảng R-R tiếp theo ngắn hơn nhiều do phức hợp nhĩ thu sớm. Hệ thống đã bỏ qua chu kỳ tim ngắn hơn và bắt đầu quét trong chu kỳ tiếp theo với khoảng R-R mong đợi dự kiến.

Các giá trị ngưỡng nhịp tim cụ thể để quét dọc trục khác nhau tùy theo kiểu máy CT và chỉ định lâm sàng. Mặc dù các yêu cầu về nhịp tim có thể được nới lỏng đối với chụp hình ảnh tim không phải mạch vành vì ít lo ngại hơn về chuyển động giả, nhưng các chỉ định yêu cầu phạm vi quét rộng hơn (ví dụ: đánh giá động mạch chủ) có thể không phù hợp với máy quét có phạm vi bao phủ z hạn chế trên mỗi vòng quay (<40 mm).

Quá trình quét dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu thường không cho phép phân tích chức năng vì hình ảnh chỉ có thể được tái tạo trong giai đoạn thu thập dữ liệu được chỉ định trước. Một số máy CT cho phép thu thập dữ liệu dọc trục trong 2 giai đoạn (ví dụ: tâm trương và cuối tâm thu) của chu kỳ tim, do đó mở rộng khả năng phân tích chức năng nhưng cũng tăng liều tiếp xúc với tia X.

Các hướng dẫn của SCCT khuyến nghị sử dụng các kỹ thuật chụp dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu ở những bệnh nhân có nhịp tim thấp và đều đặn. Ngoài ra, nên giữ độ rộng của cửa sổ thu ảnh theo trục dọc kích hoạt ECG tiến cứu càng hẹp càng tốt để thu được hình ảnh có chất lượng đầy đủ với mức phơi nhiễm bức xạ thấp nhất.

3.3. Quét dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu với các dãy detector rộng (prospective ECG-triggered axial scan with wide detector arrays)

Các máy CT với dãy detector rất rộng cho phép thu thập dữ liệu dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu của toàn bộ tim tại một thời điểm duy nhất mà không có chuyển động của bàn (Hình 5). Máy CT với 320 hàng detector có thể thu được tối đa 16 cm dọc theo trục z trên mỗi vòng quay của gantry và độ che phủ của trục z giảm có thể giảm liều bức xạ tương ứng. Việc thu nhận hình ảnh toàn bộ tim tại một thời điểm duy nhất dẫn đến tính đồng nhất theo thời gian của hình ảnh, mang lại lợi thế ngấm thuốc tương phản đồng đều hơn và không có hiện tượng artifacts lệch trục theo hướng z. Thu thập nhịp tim đơn lẻ để đánh giá mạch vành thường được áp dụng cho bệnh nhân có nhịp tim thấp, đều đặn (dưới khoảng 65–70 nhịp/phút). Bệnh nhân mắc bệnh động mạch vành có nhịp tim cao hơn thường được chụp trên các hệ thống này bằng cách thu thập nhiều lần với chụp trục dọc kích hoạt ECG tiến cứu ở cùng một vị trí bàn (bao phủ toàn bộ tim) trong các chu kỳ tim liên tiếp và kết hợp các dữ liệu này với các thuật toán tái tạo đa chu kỳ để nâng cao hiệu quả độ phân giải thời gian.

Tùy thuộc vào nhịp tim, máy CT sẽ tự động thu thập dữ liệu trong 1, 2 hoặc 3 chu kỳ tim. Tuy nhiên, độ phân giải thời gian được cải thiện này đạt được với liều bức xạ tăng lên đáng kể. Ngoài ra, cửa sổ có thể được mở rộng (ví dụ: 40%–80% chu kỳ R-R thay vì 70%–80%) trong quá trình chụp theo trục ở cùng một vị trí bàn, cho phép tái tạo hình ảnh trên phạm vi rộng hơn của các giai đoạn chu kỳ tim. Liều bức xạ cũng tăng lên theo phương pháp này, nhưng ở mức độ thấp hơn so với phương pháp thu nhận nhiều chu kỳ.

Nếu cần phạm vi quét rộng hơn cho bệnh nhân ghép bắc cầu mạch vành hoặc các chỉ định tim mạch ngoài đánh giá mạch vành, thì máy CT 320 hàng detector có thể được vận hành theo cách khác. Dãy detector đầy đủ có thể được sử dụng trong chế độ quét dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu với bàn chuyển động để bao phủ vùng giải phẫu quan tâm; thông thường cần có 2 lần chụp để bao phủ toàn bộ ngực.

Ngoài ra, có thể sử dụng máy có số lượng detector thấp hơn (ví dụ: 64, 80, 100, 128 hoặc 160) và máy CT có thể được sử dụng ở chế độ quét trục kích hoạt ECG tiến cứu tiêu chuẩn, chế độ quét xoắn ốc ECG-gated hồi cứu (có hoặc không có điều biến dòng ống dựa trên ECG), hoặc chế độ xoắn ốc ECG-gated hồi cứu pitch trung bình (thường khoảng 1).

3.4. Quét xoắn ốc kích hoạt ECG tiến cứu (prospective ECG-triggered helical scan)

Máy CT nguồn kép có khả năng đạt được giá trị pitch rất cao cho phép kích hoạt thu thập dữ liệu xoắn ốc bằng tín hiệu ECG. Trong quá trình quét xoắn ốc pitch cao kích hoạt ECG tiến cứu, quá trình thu thập dữ liệu xoắn ốc được bắt đầu bằng tín hiệu ECG của bệnh nhân và tiếp tục cho đến khi toàn bộ chiều dài trường quét dự kiến được bao phủ. Thời gian thu thập đối với chụp CTA mạch vành điển hình là khoảng 300 ms, cho phép thu thập dữ liệu trong một giai đoạn của tim duy nhất ở bệnh nhân có nhịp tim thấp. Như với các kỹ thuật quét dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu, nhịp tim thấp (≤60 bpm) và ổn định được coi là điều kiện tiên quyết để giảm thiểu nguy cơ tạo ảnh giả chuyển động của tim. Ngoài ra, việc quét các động mạch vành chỉ giới hạn ở những bệnh nhân có BMI thấp (≤30 kg/m²) do hạn chế về trường nhìn (field-of-view) và đầu ra tia X. Khi quét xoắn ốc pitch cao kích hoạt ECG tiến cứu được áp dụng để chụp động mạch chủ, thời gian quét dài trên nhiều chu kỳ tim được yêu cầu, nhưng các yêu cầu về nhịp tim và kích thước được nới lỏng. Đối với những bệnh nhân tim mạch có nhịp tim cao hơn hoặc chỉ số BMI cao hơn, nên thực hiện quét dọc trục kích hoạt ECG tiến cứu hoặc quét xoắn ốc ECG-gated hồi cứu (Hình 7).

Hình 7. Sơ đồ hiển thị thu thập dữ liệu xoắn ốc kích hoạt ECG tiến cứu. Việc thu thập dữ liệu xoắn ốc được bắt đầu bằng tín hiệu điện tâm đồ của bệnh nhân. Dữ liệu được thu thập (A) qua nhiều nhịp tim hoặc (B) trong một nhịp tim với máy CT nguồn kép, có thể đạt được giá trị pitch rất cao (~3).

Một cách tiếp cận khác để quét kích hoạt ECG tiến cứu ở chế độ xoắn ốc có sẵn ở máy quét CT 320 detector. Với chuẩn trực thay đổi, có thể thu được các lần quét kích hoạt ECG tiến cứu bằng cách sử dụng máy CT xoắn ốc với 64, 80, 100, và 160 lát trên mỗi vòng quay. Như với máy CT nguồn kép, pitch xoắn ốc tiến cứu nhanh hơn so với pitch xoắn ốc được sử dụng trong các lần quét ECG-gated hồi cứu, giúp giảm thời gian quét. Tùy thuộc vào nhịp tim và cửa sổ chụp, liều lượng bức xạ có thể giảm tới 80% so với liều được sử dụng để thu thập dữ liệu xoắn ốc ECG-gated hồi cứu. Khả năng chọn phạm vi bao phủ trục z khác nhau cho phép điều chỉnh theo nhu cầu của lâm sàng (ví dụ: phạm vi quét nhỏ hơn so với phạm vi quét lớn). Ưu điểm của quét xoắn ốc so với quét dọc trục với hệ thống CT 320 detector áp dụng cho các phạm vi quét vượt quá phạm vi bao phủ trục z của một vòng quay (ví dụ: 16 cm): trong trường hợp này, quét xoắn ốc tránh được các artifacts có thể xảy ra tại vị trí 2 bộ dữ liệu trục được hợp nhất. Đặc biệt đối với những bệnh nhân đã được ghép bắc cầu động mạch vành trước đó, cách tiếp cận như vậy có thể thuận lợi vì các bộ dữ liệu thường kết hợp với nhau tại các điểm quan tâm (ví dụ: đường đi của ghép bắc cầu), điều này có thể gây ra sự mơ hồ trong việc đánh giá và giải thích.

4. Thời gian chụp sau tiêm thuốc tương phản (Contrast Bolus Timing)

Có hai phương pháp chính để xác định thời gian chụp các cấu trúc tim và mạch máu sau tiêm thuốc tương phản. Phương pháp test bolus timing sử dụng một thể tích nhỏ chất cản quang, thường là 10 đến 20 mL, được tiêm trong lúc chụp ngắt quãng ở một vùng ROI để tạo đường cong các giá trị đậm độ theo thời gian. Thời điểm ngấm thuốc tương phản cực đại được sử dụng để xác định thời điểm bắt đầu quét toàn bộ tim sau khi tiêm bolus một lượng lớn chất tương phản. Ngoài ra, phương pháp bolus tracking sử dụng cho trường hợp tiêm một lượng thuốc cản quang lớn. Chụp ngắt quãng một vùng ROI trong quá trình tiêm, khi đạt được đậm độ chất tương phản mong muốn, quá trình chụp toàn bộ tim sẽ được kích hoạt, thường sau 1s đến 8s, tùy thuộc vào các thiết lập máy CT cụ thể.

Việc lựa chọn phương pháp bolus tracking hay test bolus (Hình 8) phần lớn dựa trên sở thích của người dùng, nhưng một số chế độ quét nhất định được hưởng lợi nhiều hơn từ một phương pháp cụ thể. Đối với việc chụp nhịp tim đơn lẻ bằng máy quét dãy detector rộng (ví dụ: CT 320 detector), bolus tracking rất hấp dẫn vì dữ liệu từ toàn bộ tim có thể được thu tại một thời điểm duy nhất trong vòng 1s đến 2s sau khi đạt ngưỡng ngấm thuốc tương phản mong muốn.

Hình 8. Biểu đồ đậm độ theo thời gian điển hình của phương pháp bolus tracking (còn gọi là CARE bolus ở Siemens, Smart Prep ở GE) và phương pháp test bolus được sử dụng để xác định độ trễ sau khi tiêm thuốc cản quang (ví dụ minh họa trong chụp CTA phổi). (A) Ngưỡng kích hoạt bolus tracking được đặt ở 100 HU. Sau khi đạt đến ngưỡng kích hoạt, quá trình quét bắt đầu tự động với độ trễ thêm 5s cho hướng dẫn thở. Độ trễ giữa các lần quét giữa các lần quét giám sát được đặt là 1.5 giây. (B) Biểu đồ đậm độ ở test bolus. Đường cong 1 (màu đỏ) biểu thị đậm độ trong thân động mạch phổi. Đường cong 2 (màu xanh) biểu thị đậm độ trong nhĩ trái. Giao điểm của cả hai đường cong được coi là độ trễ quét tối ưu với độ trễ bổ sung là 5s cho hướng dẫn thở.

5. Thu thập dữ liệu năng lượng kép (Dual-energy data acquisition)

Hình ảnh năng lượng kép mô tả việc thu thập 2 bộ dữ liệu suy giảm đậm độ phổ khác biệt từ cùng một khu vực quan tâm. Tập dữ liệu năng lượng cao được thu thập ở 140 kV và tập dữ liệu năng lượng thấp được thu thập ở 80 hoặc 100 kV, tùy thuộc vào yêu cầu lâm sàng và kích thước bệnh nhân.

Với các máy MDCT hiện có bán trên thị trường, có thể thu được dữ liệu năng lượng kép bằng cách sử dụng hệ thống 2 nguồn/ detector, mỗi hệ thống hoạt động ở các điện thế ống cực đại khác nhau, hoặc sử dụng hệ thống 1 nguồn/detector với vật liệu detector mới cho phép chuyển đổi kV nhanh chóng. Cách tiếp cận thứ ba cho hình ảnh năng lượng kép – chưa có sẵn trên thị trường – sử dụng một nguồn tia X duy nhất và hai lớp detectors nhạy năng lượng để thu được đồng thời cả photon tia X năng lượng thấp và năng lượng cao.

Sử dụng hệ thống 2 nguồn/detector, dữ liệu năng lượng kép được thu thập với khoảng cách khoảng 95° giữa các ống, do đó tồn tại chênh lệch thời gian khoảng 75 ms giữa việc thu thập 2 bộ dữ liệu tại một vị trí nhất định. Sử dụng hệ thống 1 nguồn/detector với chuyển đổi nhanh kV, dữ liệu năng lượng kép được thu thập với khoảng thời gian từ 0.3 đến 0.5 ms. Với thu thập dữ liệu năng lượng kép, có thể tạo và sử dụng nhiều bộ dữ liệu đơn sắc để tái tạo lại nhiều bộ ảnh đơn sắc (tức là hình ảnh phổ). Đối với nguồn tia X kép (dual x-ray source) và chuyển đổi kV nhanh (rapid kV switching) có thể thu được dữ liệu năng lượng kép ở cả hai chế độ quét dọc trục và xoắn ốc.

Gần đây, một số ứng dụng lâm sàng của chế độ chụp CT năng lượng kép đã được báo cáo. Các ứng dụng ở tim hiện tại bao gồm tưới máu cơ tim năng lượng kép (dual-energy myocardial perfusion) và hình ảnh cơ tim sống (viability imaging) và phát hiện sắt tim (cardiac iron detection). Các ứng dụng tim mạch tiềm năng khác bao gồm cải thiện hình ảnh của mảng xơ vữa vôi hóa mạch vành và đánh giá lòng stent mạch vành. CT năng lượng kép cũng đã được sử dụng để loại bỏ mảng xơ vữa vôi hóa trong hệ mạch cảnh.

6. Kết luận

Từ sự ra đời của máy quét CT 2 lát cho đến thế hệ máy quét CT 64 lát đầu tiên, các nhà sản xuất máy CT lớn đã cung cấp các sản phẩm có thông số kỹ thuật rất giống nhau. Tuy nhiên, trong 5 năm qua, thiết kế phần cứng CT đã khác nhau, với sự khác biệt cơ bản giữa các máy quét về số lượng nguồn tia X, hình dạng detector và thời gian quay gantry. Máy quét CT tim hiện đại có thể kết hợp 1 hoặc 2 nguồn tia X và các dãy detector, tiêu điểm tia X được cố định hoặc luân phiên giữa 2 vị trí z, 32 đến 320 hàng detector, thời gian xoay gantry từ 270 đến 350 ms, một số các chế độ quét khác nhau bao gồm một số cho kỹ thuật quét nhịp tim đơn lẻ và nhiều cách tiếp cận khác nhau như chuyển đổi kV nhanh bằng một ống hoặc ứng dụng điện thế ống kép với hai ống cho phép tạo ảnh năng lượng kép. Không được đề cập trong phần tổng quan này, nhưng bổ sung cho các tính năng phần cứng máy là những tiến bộ trong phần mềm, bao gồm nhiều bộ dữ liệu hình ảnh, dữ liệu chiếu, và kỹ thuật tái tạo hình ảnh lặp lại dựa trên mô hình và phần mềm xử lý ảnh dành riêng cho các ứng dụng.

Các tính năng phần cứng được thảo luận có ý nghĩa quan trọng về bản chất của tạo ảnh giả, liều bức xạ và chất lượng hình ảnh ở những bệnh nhân có nhịp tim cao hoặc nhịp tim không đều. Những tính năng mới này cũng cho phép các ứng dụng hình ảnh CT tiên tiến loại bỏ mảng xơ vữa vôi hóa, tưới máu cơ tim và đánh giá khả năng sống cơ tim. Không có máy CT nào vượt trội trong mọi danh mục; do đó, người hành nghề phải đối mặt với việc lựa chọn một máy quét mới cần xem xét các tính năng kỹ thuật của từng máy, tác động của chúng đối với việc quét trong nhóm bệnh nhân quan tâm và chi phí. Các bác sĩ với lợi ích của nhiều máy quét CT có khả năng hỗ trợ tim nên cân nhắc giống nhau khi phân loại bệnh nhân riêng lẻ, để cho phép chụp CT tim mạch thực sự lấy bệnh nhân làm trung tâm.

Những tiến bộ đáng kể trong công nghệ CT và ứng dụng đa dạng của chúng mang lại hứa hẹn về các máy quét trong tương lai kết hợp nhiều tính năng cao cấp này trong một nền tảng duy nhất cùng với các công nghệ mới hơn. Máy CT tim của ngày mai chắc chắn sẽ cho phép cải thiện chất lượng hình ảnh trong các điều kiện mạnh mẽ hơn, nhiều ứng dụng hình ảnh hơn và liều bức xạ thấp hơn. Mặc dù vậy, bằng chứng là trong cuộc khảo sát về phần cứng CT này vào đầu năm 2012, lĩnh vực này rõ ràng đã đạt được những tiến bộ kỹ thuật đáng chú ý từ thời của máy tái tạo không gian động và kỹ thuật cắt lớp máy tính hóa bằng chùm tia điện tử, cho phép tiếp tục phát triển CT tim mạch và mở rộng các lợi ích chẩn đoán và tiên lượng của nó.

Để kết luận, Hình 9 mô tả các sóng và thời gian của sóng điện tâm đồ, mô tả liều bức xạ trong lúc chụp, và cách tính thời điểm chu chuyển tim trong chụp CTA tim.

Hình 9. (A) Mô tả các sóng điện tim bình thường. Sóng P = hoạt hóa (khử cực) tâm nhĩ. Khoảng PR = khoảng thời gian từ khi khởi đầu khử cực nhĩ cho đến khi bắt đầu khử cực thất. Phức bộ QRS = sự khử cực của tâm thất, bao gồm các sóng Q, R, và S. Khoảng QT = khoảng thời gian từ khi bắt đầu khử cực tâm thất cho đến khi kết thúc tái cực tâm thất. Sóng T = tái cực tâm thất. Đoạn ST cộng với sóng T (ST-T) = tái cực tâm thất. Sóng U = có thể là hậu khử cực tâm thất (giai đoạn tâm trương thất trái). (B) Mô tả liều bức xạ của các kỹ thuật chụp. Chụp hồi cứu bóng sẽ phát liên tục, liều giống nhau mọi thời gian. Chụp hồi cứu với ống điều chế, liều sẽ cao nhất vào các khoảng thời gian được cài đặt trước, thường là thì tâm trương; còn những thời điểm khác sẽ giảm liều, tuy bộ dữ liệu sẽ không có độ phân giải cao, nhưng có thể hỗ trợ nếu các thời điểm khác hình ảnh không đạt tiêu chuẩn. Chụp tiến cứu chỉ chụp vào những thời điểm được cài đặt sẵn. (C) Hình ảnh mô tả cách tính các thời kỳ giữa các nhịp tim (khoảng R-R), có thể tính tương đối theo % hoặc tuyệt đối theo thời gian ms. (D) Hình ảnh mô tả chụp vào thời điểm kỳ tâm trương từ 70% đến 80% và chụp vào thời điểm kỳ tâm thu từ 30% đến 40%.

7. Tài liệu tham khảo

• Halliburton S, Arbab-Zadeh A, Dey D, Einstein AJ, Gentry R, George RT, Gerber T, Mahesh M, Weigold WG. State-of-the-art in CT hardware and scan modes for cardiovascular CT. J Cardiovasc Comput Tomogr. 2012;6(3):154-63. doi: 10.1016/j.jcct.2012.04.00
• Henzler T, Meyer M, Reichert M, Krissak R, Nance JW Jr, Haneder S, Schoenberg SO, Fink C. Dual-energy CT angiography of the lungs: comparison of test bolus and bolus tracking techniques for the determination of scan delay. Eur J Radiol. 2012;81(1):132-8. doi: 10.1016/j.ejrad.2010.06.023
• Wichmann J, Murphy A, Haouimi A, et al. Cardiac CT. Reference article, Radiopaedia.org (Accessed on 31 May 2023). doi: 10.53347/rID-26438
• Hacking C, ECG gating (diagrams). Case study, Radiopaedia.org (Accessed on 31 May 2023). doi: 10.53347/rID-86663