จัดทำโดย นางสาวจารุวรรณ แก้วประเสริฐ นางสาวพศินา ขวัญอ่อน มหาวิทยาลัยรังสิต

1. สไปรอลซีที/มัลติสไลซ์ซีที
บทที่ 2

2. นับจากที่ เฮานสฟิลด์ประสบความสำเร็จในการสร้างซีทีตามที่ได้กล่าวไปแล้วในบทที่1 ซีทีได้ถูก
พัฒนาไปอย่างรวดเร็วในทุกๆด้าน เช่น วิธีการสแกนที่มีการพัฒนาจากการสแกนแบบการเลื่อนที่
ผสมกับการหมุนไปสู่การสแกนแบบหมุนอย่างเดียว คุณภาพมีการพัฒนาให้ดีขึ้นมาก เวลาสแกน
ลดลง การสร้างภาพ 3 มิติ ที่สามารถเห็นภาพอวัยวะภายในร่างกายของผู้ป่วยแบบที่แสดงภาพ
ทั้งในด้านข้างและด้านลึก เหล่านี้เป็นตัวอย่างของการพัฒนาซีทีและดูเหมือนจะเป็นจุดอิ่มตัวของ
เทคโนโลยีของซีที

3. ในช่วงเวลาที่ผ่านมานั้นความต้องการลดเวลาการสแกนลงเกิดขึ้นอย่างต่อเนื่อง เพราะเป็นหนทางนำไปสู่
การพัฒนาภาพซีทีแบบ 3 มิติ ซึ่งซีทีระบบที่ใช้กันแพร่หลายนั่นเป็นระบบที่ยังต้องมีการหมุน-หยุด เพื่อ
การเก็บข้อมูลทีละภาพจึงเป็นปัญหามากสำหรับการสร้างภาพ 3 มิติ ปัญหาที่เกี่ยวกับการหมุน-หยุด ได้
รับการแก้ไขให้เป็นระบบหมุนอย่างต่อเนื่องในปี ค.ศ.1987 ซึ่งเป็นปีที่บริษัทซีเมนส์และโตชิบา ต่างพัฒนา
เทคโนโลยีที่เรียกว่า วงแหวนสลิป ซึ่งเป็นวงแหวนที่ทำด้วยตัวนำไฟฟ้าทำหน้าที่นำกระแสไฟฟ้าสู่หลอด
เอกซเรย์ หัววัดเอกซเรย์และอุปกรณ์อื่นๆได้อย่างต่อเนื่อง แม้ในขณะที่หลอดเอกซเรย์กำลังเคลื่อนที่ใน
แนววงกลมหรือหมุนรอบตัวผู้ป่วย โดยไม่ต้องเสียเวลาหยุดเพื่อนเริ่มต้นใหม่เหมือนซีทีที่ใช้สายไฟฟ้าแรง
สูงต่อเชื่อมกับหลอดเอกซเรย์ ความสำเร็จจากการคิดค้นวงแหวนสลิปขึ้นมานั้นทำให้เกิดการพัฒนาไปสู่
เทคนิคของซีทีแบบใหม่เรียกว่า สไปรอลซีที (Spiral CT) โดยมีการปิดเผยเรื่องนี้ทั้งในด้านหลักการทาง
ฟิสิกส์และผลทางด้านคลินิกเป็นครั้งแรกในที่ประชุมอาร์เอสเอ็นเอ 1989 และต่อเนื่องมาจนถึงมัลติสไลซ์
ซีทีใน ค.ศ. 1998

4. รูปที่ 2.2 แผนภาพแสดงการสแกนเพื่อแสวงหาข้อมูลในการ
คำนวณสร้างภาพของซีทีโดยทั่วไป คือมุมในการหมุนของหลอด
เอกซเรย์ t คือเวลา Z คือตำแหน่งของเตียง
2.1 การแสวงหาข้อมูลทีละภาพ
(Slice-by Slice Data Acquisition)
รูปที่ 2.1 ขั้นตอนการเก็บข้อมูลทีละภาพของซีทีแบบทั่วไป

5. ขั้นตอนที่ 1 เป็นขั้นตอนที่หลอดเอกซเรย์และหัววัด
เอกซเรย์ถูกหมุนเร่งจนกระทั่งมีความเร็วเชิงมุมคงตัว ดัง
นั้นสายไฟฟ้าแรงสูงที่เป็นตัวกลางในการป้อนไฟฟ้าแรงสูง
ให้หลอดเอกซเรย์จะต้องมีความยาวมากพอสำหรับการ
หมุน 360 องศา
การสแกนเพื่อแสวงหาข้อมูลในการคำนวณสร้างภาพของซีทีโดยทั่วไปมักจะมีขั้นตอนทั้งหมด 4 ขั้นตอนดังแสดงในรูปที่ 2.1
ขั้นตอนที่ 2 หลอดเอกซเรย์ได้รับพลังงานไฟฟ้าและปล่อย
เอกซเรย์ออกมา ซึ่งเอกซเรย์ที่ปล่อยออกมาจะเคลื่อนที่
ผ่านร่างกายผู้ป่วยทะลุออกไปตกกระทบหัววัดเอกซเรย์ ซึ่ง
จะทำหน้าที่วัดความเข้มของรังสีเอกซ์ ขั้นตอนนี้ผู้ป่วย
จำเป็นต้องกลั้นหายใจ

6. การสแกนเพื่อแสวงหาข้อมูลในการคำนวณสร้างภาพของซีทีโดยทั่วไปมักจะมีขั้นตอนทั้งหมด 4 ขั้นตอนดังแสดงในรูปที่ 2.1 (ต่อ)
ขั้นตอนที่ 4 เป็นขั้นตอนการกำหนดการสแกนภาพชิ้นภาพถัดไป จากนั้นขั้นตอนที่ 1,2 และ 3 จะเริ่มขึ้น
ใหม่ จะเห็นว่าขั้นตอนที่ 2 เท่านั้น ที่เป็นการเก็บข้อมูลความเข้ม ขั้นตอนที่เหลือคือ ขั้นตอนที่ 1,3 และ 4
จะเป็นขั้นตอนของการเตรียมการสแกน และเตรียมหยุดการสแกนซึ่งต้องใช้เวลาช่วงหนึ่ง ช่วงเวลาดัง
กล่าวนี้เรียกว่าไอเอสดี (ISD: interscan delay) ดูรูปที่ 2.2 ประกอบ
ขั้นตอนที่ 3 หลอดเอกซเรย์และหัววัดเอกซเรย์จะหมุนช้า
ลงจนกระทั่งหยุด เป็นขั้นตอนที่ผู้ป่วยสามารถหายใจได้

7. ขั้นตอนการแสวงหาข้อมูลทีละภาพที่กล่าวมานั้นมีข้อจำกัดหลายอย่าง ได้แก่ การสแกนแต่ละภาพใช้เวลานาน เพราะต้อง
หยุดให้ผู้ป่วยมีช่วงพักหายใจ ต้องรอเวลาให้สายไฟฟ้าแรงสูงคืนตัว ต้องรอเวลาเพื่อการกำหนดชิ้นภาพต่อไปโดยการเลื่อน
เตียง เป็นต้น อีกประการหนึ่งการหายใจของผู้ป่วยในแต่ละช่วงจะขาดความแน่นอน เป็นสาเหตุที่อาจทำให้พลาดเก็บภาพ
อวัยวะที่สำคัญบางส่วนไปและทำให้การสร้างแบบ 3 ขาดความแน่นอนนอกจากนี้ยังมีปัญหาในเรื่องคอนทราสตเอนฮานซ์
เมนต์ (contrast enhancement) กล่าวคือ ในกรณีที่จำเป็นต้องใช้สารทึบรังสี (contrast media) แก่ผู้ป่วย การแสวงหา
ข้อมูลทีละภาพจะทำให้ได้ภาพที่มีคอนทราสต์สูงสุดเพียง 2-3 ภาพเท่านั้น

8. 2.2 หลักการทางฟิสิกส์
ของสไปรอลซีที
2.2.1 การแสวงหาข้อมูล
จากข้อจำกัดที่กล่าวมานั้น นำไปสู่การพัฒนาสแกนแบบต่อเนื่องและรวดเร็วขึ้น โดยใช้
เวลาการสแกนต่อชิ้นภาพน้อยกว่า 1 s มีเทคนิคหลายอย่างได้ถูกนำมาใช้ และหนึ่งใน
เทคนิคนั่นคือ สไปรอลซีที ซึ่งเป็นเทคนิคการสแกนที่ได้รับความสนใจอย่างแพร่หลาย
ในเวลาอันรวดเร็ว
คำว่า สไปรอลซีที มีความหมายเกี่ยวกับเส้นทางแบบควงสว่านที่ปรากฏบนร่างกาย
ของผู้ป่วยดังรูปที่ 2.3 อันเกิดจากการเคลื่อนที่อย่างต่อเนื่องแบบเลื่อนที่ของเตียง
เอกซเรย์และแบบวงกลมของหลอดเอกซเรย์ ดูรูปที่ 2.4 ประกอบ ดังนั้นจึงสามารถ
มองในเทอมของการสแกนเชิงปริมาตร (Volume scanning) จึงอาจพบคำว่า ซีวีซีที
หรือ เอชซีวี (HVCT: helical volumetric CT) เป็นต้น กล่าวโดยสรุปไม่ว่าจะเรียกชื่อ
อย่างไรก็ตามความหมายคือ เป็นเทคนิคการสแกนอย่างต่อเนื่อง โดยที่เตียงเอกซเรย์ที่
ผู้ป่วยนอนนิ่งอยู่นั้นเคลื่อนที่ขณะเดียวกันหลอดเอกซเรย์และหัววัดเอกซเรย์จะ
เคลื่อนที่แบบวงกลมในระนาบที่ตั้งฉากกับการเคลื่อนที่ของเตียงเอกซเรย์หรือผู้ป่วย

9. รูปที่ 2.3 เรขาคณิตของเส้นทางแบบควงสว่านที่
ปรากฏบนร่างกายของผู้ป่วย
รูปที่ 2.4 แผนการแสดงการสแกนเพื่อแสวงหาข้อมูลในการคำนวณ
สร้างภาพของสไปรอลซีที β คือมุมในการหมุนของหลอดเอกซเรย์ t คือ
เวลา Z คือตำแหน่งของเตียงกรณีนี้เตียงเคลื่อนที่ด้วยอัตราเร็วคงตัว

10. มีความสับสนเกิดขึ้นในการเรียกชื่อซีทีแบบนี้ เนื่องจากบางครั้ง เรียกว่า สไปรอลซีที และบางครั้ง
เรียกว่า ฮีลิคัลซีที (helical CT) หรือบางครั้งเรียกว่า สไปรอล/ฮีลิคัลซีที (spiral/helical CT) คำ
ว่าสไปรอล เป็นเส้นทางแบบควงสว่านซึ่งสามารถแบ่งเป็น 2 ลักษณะคือ ฮีลิกซ์ (helix) และโคนิก
(conic) ดังแสดงในรูป 2.5 สำหรับใน PowerPoint อันนี้จะใช้คำว่า สไปรอลซีที
รูปที่ 2.5 เรขาคณิตของเส้นทางแบบสไปรอลซึ่ง
แบ่งเป็น โคนิกและฮีลิกซ์

11. 2.2.2 ความหมายของพจน์ (term)
ที่เกี่ยวข้องในเรื่องที่เกี่ยวข้องกับสไปรอลซีที มีพจน์ที่จำเป็นต้องทำความเข้าใจในเบื้องต้นหลายพจน์ตามลำดับดังต่อไปนี้
ความหนาของสไลซ์ (slice thickness) หมายถึง ความหนาของลำเอกซเรย์ในหน่วย mm ซึ่งความหนานี้จะถูกบังคับ
ด้วยคอลลิเมเตอร์ แทนด้วย ST ตามที่แสดงในรูปที่ 2.6
พิตซ์ (pitch) หมายถึง ระยะทางที่เตียงหรือผู้ป่วยซึ่งนอนนิ่งบนเตียงเคลื่อนที่ไปตามแนวยาวของเตียงในช่วงเวลาที่หลอด
เอกซเรย์หมุนได้ 1 รอบ พิตซ์มีหน่วยเป็น mm แทนด้วย P ตามที่แสดงในรูปที่ 2.6
รูปที่ 2.6 พจน์ต่างๆที่สำคัญซึ่งเกี่ยวข้องกับสไปรอลซีที รูปนี้แสดงการ
หมุนของหลอดเอกซเรย์ 3 รอบ

12. อัตราส่วนพิตซ์ ((pitch ratio) หมายถึง พิตซ์ (P) หารด้วยความหนาของสไลซ์ (ST) ถ้ากำหนดให้อัตราส่วนพิตซ์แทนด้วย
PR ตามนิยามของอัตราส่วนพิตซ์จะได้อัตราส่วนพิตซ์เป็นไปตามสมการ (2.1) ซึ่งจะเห็นว่า อัตราส่วนพิตซ์ไม่มีหน่วย
(2.1)
เปอร์เซ็นต์ฮีลิกซ์ (percent helix) หมายถึง อัตราส่วนพิตซ์คูณ 100 มีหน่วยเปอร์เซ็นต์ แทนด้วย PH ซึ่งสามารถเขียนเป็น
สมการอย่างง่ายได้ตามสมการ (2.2)
(2.2)
สมมติความหนาของสไลซ์เท่ากับ 5 mm และพิตซ์เท่ากับ 10 mm จะสามารถคำนวณอัตราส่วนพิตซ์ได้ตามสมการ
(2.1) ซึ่งจะได้ผลลัพธ์เท่ากับ 2 และสมการคำนวณเปอร์เซ็นต์ฮีลิกซ์ได้ตามสมการ (2.2) ซึ่งจะได้ผลลัพธ์เท่ากับ 200
เปอร์เซ็นต์ เป็นต้น

13. ดรรชนีภาพ (image index) หมายถึง ระยะทางระหว่างศูนย์กลางของชิ้นภาพที่สร้างถัดกัน มีหน่วยเป็น
mm เขียนแทนด้วย II ตามที่แสดงดังรูปที่ 2.6
ขอบเขตภาพ (image extent) หมายถึง ระยะทางระหว่างชิ้นภาพที่สร้างภาพแรกจนถึงชิ้นภาพที่สร้าง
ภาพสุดท้าย มีหน่วยเป็น mm เขียนแทนด้วย IE ตามที่แสดงในรูปที่ 2.6
ภาพต่อรอบ (image per revolution) หมายถึง พิตซ์หารด้วยดรรชนีภาพ ถ้ากำหนดให้ภาพต่อรอบเขียน
แทนด้วย IR จะสามารถเขียน IR ได้ตามสมการ (2.3)
(2.3)
สมมติในการแสวงหาข้อมูลครั้งหนึ่งใช้ความหนาของสไลซ์เท่ากับ 6 mm มีอัตราส่วนพิตซ์เท่ากับ 1.5 และมี
ค่าดรรชนีภาพเท่ากับ 1.25 mm จากสมการ (2.1) และ (2.3) จะสามารถคำนวณภาพต่อรอบได้เท่ากับ 7.2 ซึ่ง
ไม่เป็นเลขจำนวนเต็มเสมอไป

14. จำนวนภาพ (number of image) หมายถึง จำนวนภาพทั้งหมดที่สามารถสร้างขึ้นได้จากการแสวงหาข้อมูลหนึ่งครั้ง เขียนแทน
ด้วย NI สมมติในการแสวงหาข้อมูลครั้งหนึ่งมีค่าดรรชนีเท่ากับ II และมีขอบเขตภาพเท่ากับ IE จะสมารถคำนวณจำนวนภาพได้ตาม
สมการ (2.4)
(2.4)
ตัวอย่างค่าพจน์ต่างๆที่กล่าวมาแล้ว สามารถดูได้จากตารางที่2.1 ซึ่งเป็นตัวอย่างในการแสวงหาข้อมูลหนึ่งครั้งเมื่อใช้ค่าขอบเขตภาพ
เท่ากับ 200 mm และเลือกแสดงค่าอัตราส่วนพิตซ์เท่ากับ 0.5,1.0,1.5 และ 2.0 ตามลำดับ
2.2.3 ปัญหาสำหรับสไปรอลซีที
ตามวิธีการสแกนแบบควงสว่านที่ได้กล่าวไปแล้วนั้น ในช่วงเวลาของกรพัฒนาสไปรอลซีทีเบื้องต้น จะพบปัญหาหลายประการที่
ต้องการแก้ไข้ เหล่านั้นคือ

15. การกำหนดสไลซ์หรือชิ้นภาพ สำหรับซีทีโดยทั่วไป การกำหนดสไลซ์ที่ต้องการตัดทำได้สะดวกมากเพราะสไลซ์ในตัวผู้ป่วยที่ต้องการอยู่นิ่งเมื่อเทียบ
กับระนาบของลำเอกซเรย์ การแสวงหาข้อมูลความเข้มของเอกซเรย์ที่ทะลุผ่านร่างกายผู้ป่วยออกมา จึงเป็นไปอย่างสมบูรณ์ แต่
ตาราง 2.1 แสดงภาพต่อรอบ จำนวนภาพทั้งหมด และเปอร์เซ็นต์ฮีลิกซ์ที่คำนวณได้เมื่อความหนาของสไลซ์เท่ากับ 5 mm ที่ค่าอัตราส่วนพิตซ์ต่างๆ
กัน และมีค่าของขอบเขตภาพเท่ากับ 200 mm
*เนื่องจากจำนวนภาพทั้งหมดจะต้องมีค่าเป็นตัวเลขจำนวนเต็ม

16. สำหรับสไปรอลซีที ขณะที่ลำเอกซเรย์พุ่งผ่านตรงจุดเริ่มต้นของการสแกนดังรูป 2.3 ผู้
ป่วยซึ่งนอนนิ่งบนเตียงเอกซเรย์จะถูกเคลื่อนไปในแกนตามยาว การแสวงหาข้อมูลความ
เข้มเอกซเรย์ที่หัววัดอ่านค่าได้จึงเป็นไปในแนวควงสว่าน ทำให้การคำนวณสร้างภาพของ
สไลซ์ที่ต้องการเกิดปัญหาในการเลือกข้อมูลความเข้มของเอกซเรย์ที่เหมาะสมมาคำนวณ
จึงนับเป็นปัญหาอันดับแรกที่เกิดขึ้นสำหรับสไปรอลซีที

17. อาร์ติแฟ็คจากการเคลื่อนรุนแรง (strong motion artifact) จากรูป 2.7(A) เป็นรูปที่แสดงภาพซีทีของแฟนตอมสมองที่ได้
จากการสแกนแบบธรรมดา รูปที่ 2.7(B) เป็นรูปที่ได้จากการสแกนแบบควงสว่าน เมื่อเปรียบเทียบภาพทั้งสองจะพบว่า รูปที่
2.7(B) จะเห็นรอยเงาดำพาดผ่านท่อนล่างของภาพ เป็นความผิดปกติที่เกิดจากการเคลื่อนที่ของชิ้นวัตถุที่ต้องการขณะสแกน
ทำให้ข้อมูลที่ใช้ในการคำนวณสร้างภาพเกิดความคลาดเคลื่อนไปจากชิ้นภาพที่ต้องการ
ความหนาของชิ้นภาพเพิ่มขึ้น สำหรับภาพซีทีทั่วไปความหนาของชิ้นภาพโดยประมาณเท่ากับความหนาของลำเอกซเรย์ ทั้งนี้
เพราะภาพที่คอมพิวเตอร์สร้างขึ้นนั้นได้จากการคำนวณจากข้อมูลความเข้มของเอกซเรย์ที่ผ่านมาในขณะที่ผู้ป่วยนอนนิ่งๆ แต่
สำหรับภาพซีทีที่ได้จากการสแกนแบบควงสว่านข้อมูลความเข้มที่วัดได้นั้น จะทะลุผ่านตัวผู้ป่วยขณะที่ผู้ป่วยกำลังเคลื่อนที่แบบ
เคลื่อนที่ทำให้ภาพที่คำนวณสร้างขึ้นมีความหนามากกว่าความหนาของลำเอกซเรย์

18. รูปที่ 2.7 เปรียบเทียบภาพซีทีของแฟนตอมศีรษะที่ได้จากการสแกนแบบ (A)ธรรมดา
(B)ควงสว่าน (C)ควงสว่านและใช้การคำนวณแบบไออาร์พี (D)ควงสว่านและใช้การ
คำนวณการประมาณค่าในช่วงแบบใหม่
2.2.4 การคำนวณสร้างภาพ
เนื่องจากการแสวงหาข้อมูลแบบสไปรอลจะได้ข้อมูลเพื่อคำนวณสร้างภาพไม่ครบถ้วน เช่นรูปที่ 2.8 จะเห็นว่า ระนาบของสไลซ์ที่เลือกอยู่
ระหว่างข้อมูลโพรเจกชันที่เก็บได้ โดยมีโพจเจกชันเพียงบางส่วนเท่านั้นที่ผ่านสไลซ์ที่เลือก และสามารถใช้คำนวณสร้างภาพได้ทันที แต่เป็น
ข้อมูลที่น้อยเกินไป ปัญหาทั้งหมดที่พบ ในระหว่างการพัฒนาสไปรอลซีทีตามที่ได้กล่าวมานั้น สามารถแก้ไขได้โดยการใช้การคำนวณสร้างภาพ
แบบพิเศษ เรียกว่า ดีอาร์เอ (DRA: Dedicated Reconstruction Algorithm) ซึ่งต้องอาศัยวิธีการประมาณ ค่าในช่วง (interpolation) (ศึกษา
รายละเอียดของการประมาณค่าในช่วงได้ในบทที่ 3

19. จากรูป 2.9 (a) แสดงเส้นทางเดินแบบควงสว่านของหลอดเอกซเรย์กับระนาบของชิ้นภาพที่
ต้องการ ทุกจุดที่อยู่บนส่วนเส้นทางควงสว่านนั้นแทนข้อมูลโพรเจกชันที่ได้ ณ จุดนั้น แต่การ
คำนวณสร้างภาพจำเป็นต้องคำนวณจากข้อมูลความเข้มของเอกซเรย์ที่พุ่งผ่านชิ้นภาพนั้นออก
มาเท่านั้น ดังนั้นข้อมูลที่จะนำมาคำนวณสร้างภาพของชิ้นภาพที่ต้องการจึงไม่สมบูรณ์เพราะ
ข้อมูลขาดหายไปบางส่วนในระหว่างการสแกนแบบควงสว่าน จึงมีความจำเป็นที่ต้องมีวิธีการ
สังเคราะห์ข้อมูลที่ขาดหายไปนั้นให้กลับขึ้นมาและใช้การคำนวณสร้างภาพ
รูป 2.9 (b) แสดงให้เห็นขั้นตอนแรกของการได้มาของข้อมูลโพรเจกชันในระนาบของชิ้นภาพ
เริ่มต้นที่การแยกข้อมูลในระนาบของชิ้นภาพที่สนใจที่ได้จากการสแกนแบบควงสว่านออกมา
จากนั้นจะกำหนดข้อมูลความเข้มในระนาบของชิ้นภาพที่ติดกับระนาบที่สนใจและอยู่ใน
ทิศทางหรือมุมเดียวกับข้อมูลในระนาบของชิ้นภาพที่สนใจต่อจากนั้นจะคำนวณหาสัมประสิทธิ์
ถ่วงน้ำหนัก (WC: weighting coefficients) ระหว่างระนาบทั้งสองนั้น

20. ค่าสัมประสิทธิ์ถ่วงน้ำหนักระหว่างระนาบทั้งสองจะสามารถนำไปคำนวณหา
ข้อมูลที่สมบูรณ์ในระนาบของชิ้นภาพที่สนใจได้ด้วยการใช้เทคนิคการประมาณ
ค่าในช่วง โดยการกระทำซ้ำๆแบบนี้จะได้ข้อมูลโพรเจกชันที่สมบูรณ์ในแต่ละมุม
ครบถ้วนทุกมุมสำหรับชิ้นภาพที่สนใจตาม
รูป 2.9(e) ซึ่งจะถูกนำไปใช้คำนวณสร้างภาพต่อไป ดังรายละเอียดในบทที่3
การทำการประมาณค่าในช่วงตามแบบที่กล่าวมานี้เรียกว่า (IRP: Interpolated
Reconstruction Processing) รูปที่ 2.7(C) , (D) เป็นรูปที่แสดงภาพแฟนตอม
ศีรษะที่ได้จากการสแกนแบบควงสว่านและใช้เทคนิคอินเตอร์โฟเลชัน ซึ่งจะได้
ภาพออกมาเหมือนกับภาพซีทีที่สแกนแบบธรรมดาตามรูปที่ 2.7

21. รูปที่ 2.8 เรขาคณิตของเส้นทางแบบฮีลิกซ์ของโพรเจกชัน
และระนาบสไลซ์ที่เลือก
รูปที่ 2.9 หลักการคำนวณสร้างภาพโดยการใช้ข้อมูลที่ได้จากการสแกนแบบ
ควงสว่านมาคำนวณตามวิธีการไออาร์พี

22. เพื่อให้เข้าใจการแสวงหาข้อมูลสไปรอลซีทีได้ดีขึ้น พิจารณารูปที่ 2.10 ซึ่งนำข้อมูลโพเจกชันมาจัดเรียงตามเวลา ตำแหน่ง และมุมต่างๆตาม
ตัวอย่างนี้จะเห็นว่าข้อมูลโพรเจกชันทั้งหมดได้จากการสแกนจำนวน 12 รอบ ระยะทางที่ผู้ป่วยหรือเตียงเคลื่อนที่เท่ากับ 120 mm ใช้เวลาการ
สแกน 12 s จากรูปจะเห็นได้ชัดเจนว่าระนาบของสไลซ์ที่สนใจมีข้อมูลโพรเจกชันที่สามารถใช้ในการคำนวณสร้างภาพไม่เพียงพอ จำเป็นต้อง
แก้ไขตามวิธีที่ได้กล่าวมาแล้วข้างต้น หรือทำการแสวงหาข้อมูลชนิดเรียกว่า การประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบเต็ม (Full scan
linearinterpolation) และการประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบครึ่ง (half scan linearinterpolation)
รูปที่ 2.10 ข้อมูลโพเจกชันมาจัดเรียงตามเวลา ตำแหน่ง และมุม
ต่างๆ

23. รูปที่ 2.11 การประมาณค่าใน
ช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบเต็ม
รูปที่ 2.11 แสดงแนวคิดของการประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบเต็ม สมมติว่าข้อมูล
โพรเจกชันคือเส้นกราฟคลื่นรูปซายน์ ระนาบของสไลซ์ที่เราเลือกอยู่ที่ตำแหน่ง Zsp ในระนาบ
นี้มีข้อมูลโพรเจกชันผ่านอย่างสมบูรณ์ไม่เพียงพอต่อการคำนวณสร้างภาพ ข้อมูลโพรเจกชันที่
เพียงพอจะต้องเป็นโพรเจกชันที่ผ่านระบบนี้ทั้งระนาบในทิศทางอย่างน้อย 180 องศา ตามที่
กล่าวข้างต้นแล้วว่าการประมาณค่าในช่วงจะถูกนำมาใช้ ซึ่งในกรณีนี้ก็เช่นกันแต่จะเรียกว่าการ
ประมวณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบเต็ม ในกรณีที่เราต้องการทราบค่าโพรเจกชันบนระ
นาบของสไลซ์ที่จุด Z3 ซึ่งในความเป็นจริงไม่มีข้อมูลโพรเจกชันนี้ที่ได้จากการสแกนจริงๆเราจึง
ต้องทำการประมาณค่าในช่วงเชิงเส้น จุดโพรเจกชันที่ใช้สำหรับการประมาณค่าในช่วงจะเลือก
จากตำแหน่งZ1 และ Z2 ซึ่งเป็นข้อมูลโพรเจกชันที่อยู่ห่างกัน 360 องศาหรือ 2π โดยอาศัย
วิธีการคำนวณแบบเชิงเส้นและมีตำแหน่งมุมของข้อมูลโพรเจกชันที่ใช้เป็นแฟคเตอร์สำคัญด้วย
วิธีการนี้จะทำให้สามารถประมาณค่าของข้อมูลโพรเจกชันในตำแหน่งมุมที่หายไปได้ แต่การ
ประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบเต็มมีข้อเสีย กล่าวคือความชัดของภาพในแกน Z
(หรือแนวขนานกับเตียงผู้ป่วย) จะต่ำดูรูปที่ 2.13 ประกอบ จะเห็นว่าลักษณะการกระจาย
ความเข้มเป็นรูประฆังคว่ำที่มีฐานกว้างมาก

24. การประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบครึ่งเกิดขึ้นเพื่อปรับปรุงความคมชัดของภาพในแกน Z ให้ดียิ่งขึ้น โดยใช้หลักการ
ประมาณค่าระหว่างคู่จุดที่อยู่ใกล้กันมากที่สุดเท่าที่จะเป็นไปได้รูปที่ 2.12 แสดงแนวคิดของการประมาณค่าในเชิงเส้นชนิดสแกน
แบบครึ่ง วิธีนี้จำเป็นต้องคำนวณค่าข้อมูลโพรเจกชันเสริม (complementary projection) ซึ่งข้อมูลโพรเจกชันเสริม (เส้นประ) จะ
เหมือนกับข้อมูลโพรเจกชันที่วัดได้จริงแต่มีเฟสตรงข้ามกับข้อมูลโพรเจกชันจริง จากนั้นจึงจะสามารถทำการประมาณค่าในช่วงเชิง
เส้นชนิดสแกนแบบครึ่งได้ ทำนองเดียวกับการประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบเต็ม สมมติต้องการประมาณค่าข้อมูลโพรเจ
กชันที่จุด Z3 ข้อมูลโพรเจกชันที่อยู่ระหว่าง Z3 ที่เหมาะสมสำหรับการคำนวณประมาณค่าคือข้อมูลที่จุด Z1 และ Z2 โดยที่ข้อมูล
ทั้งสองจุดนี้จะต้องมีตำแหน่งมุมต่างกันประมาณ 180 องศา ปรากฏว่าวิธีการประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบครึ่งให้ภาพที่
มีความคมชัดในแกน Z ดีกว่าดูรูปที่ 2.13 ประกอบ จะเห็นว่าลักษณะการกระจายความเข้มเป็นรูประฆังคว่ำที่มีฐานแคบกว่ามาก
การประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบเต็ม

25. รูปที่ 2.12 การประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิด
สแกนแบบครึ่ง
รูปที่ 2.13 สัญญาณความเข้มสัมพัทธ์ที่ได้จากการสแกนแบบ
ธรรมดาการประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นสแกนแบบครึ่ง และการ
ประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นสแกนแบบเต็ม

26. 2.2.5 ลักษณะประจำตัวของสไปรอลซีที
เวลาการสแกนน้อยลง ลักษณะประจำตัวของการสแกนแบบควงสว่านหรือสไปรอลซีที มีความแตกต่างอย่างเห็นได้ชัดเมื่อเทียบกับ
ซีทีแบบธรรมดา ประการแรกคือ เวลาสแกนสั้นกว่า ดังจะเห็นได้จากรูปที่ 2.14 ซึ่งแสดงภาพเปรียบเทียบเวลาการสแกนแบบ
ธรรมดาและการสแกนแบบควงสว่าน รูปที่ 2.14 (ก),(ข) เป็นการสแกนแบบธรรมดาชนิดหลายชิ้นภาพ (multislicescanning) โดย
วิธีการสแกนทีละสไลซ์ และการสแกนแบบควงสว่านตามลำดับ ซึ่งการสแกนแบบธรรมดาชนิดหลายชิ้นภาพเป็นการสแกนเก็บข้อมูล
ที่ละชิ้นภาพดังที่ได้กล่าวมาแล้วในหัวข้อ 2.1 ส่วนการสแกนแบบควงสว่านหรือสไปรอล ใช้เวลาการสแกนน้อยกว่าแบบแรก ในขณะ
ที่สแกนแบบธรรมดาชนิดหลายชิ้นภาพใช้เวลารวมกันแล้วหลายนาทีจนถึง 10 นาที หรือมากกว่านั้นแต่การสแกนแบบควงสว่านจะ
เวลาการสแกนน้อยที่สุด เช่น สมมติเตียงเลื่อนด้วยอัตราเร็ว 10 mm/s พื้นที่ที่ต้องการสแกนมีความยาว 30 mm จะใช้เวลาการ
สแกน 30 s เท่านั้นในขณะที่ผู้ป่วยกลั้นหายใจเพียงครุ้งเดียว เป็นต้น
รูปที่ 2.14 เปรียบเทียบเวลาสแกนะหว่างแบบธรรมดาและการ
สแกนแบบควงสว่านจำนวน 4 สไลซ์เท่ากัน

27. อิสระในการเลือกชิ้นภาพ หลังจากการสแกนแบบควงสว่านสิ้นสุดลง ขั้นตอนการคำนวณสร้างภาพจะเริ่มขึ้น โดยการนำข้อมูลโพรเจ
กชันที่ได้อย่างต่อเนื่องมาคำนวณสร้างภาพและใช้เทคนิคการประมาณค่าในช่วงด้วยตามที่ได้กล่าวไปแล้ว ชิ้นภาพที่ต้องการสร้างสามารถ
เลือกสร้างในระนาบที่ตั้งฉากกับแนวยาวขอผู้ป่วยใดก็ได้ที่อยู่ในพื้นที่ของการสแกน ซึ่งทำให้เกิดอิสระในการเลือกชิ้นภาพตรงตำแหน่งที่
ต้องการได้นับเป็นลักษณะประจำตัวที่สำคัญอีกประการหนึ่งของสไปรอลซีที การที่สไปรอลซีทีสามารถเลือกชิ้นภาพได้อย่างอิสระและ
สามารถทำได้หลัวการสแกนสิ้นสุดลงจึงยิ่งเป็นข้อดีที่สุดที่สามารถเลือกชิ้นภาพใดก็ได้โดยไม่ต้องเก็บข้อมูลการสแกนใหม่
ภาพ 3 มิติ ลักษณะประจำตัวประการที่สามคือ ความสามารถในการสร้างภาพ 3 มิติหรือภาพ 3D คุณภาพสูงและการสร้างภาพหลาย
ระนาบ หรือเอ็มพีอาร์ (MPR: multiplanarreconstruction) เนื่องจากสไปรอลซีทีมีอิสระในการเลือกชิ้นภาพที่ใดก็ได้ในพื้นที่การสแกน
ทำให้สามารถนำชิ้นภาพที่มีความต่อเนื่องกันมาต่อกันเกิดเป็นภาพ 3 มิติที่มีคุณภาพสูง แต่ในกรณีของการสแกนแบบธรรมดา การนำชิ้น
ภาพมาต่อกันเพื่อให้เกิดภาพ 3 มิติจะได้ภาพที่ขาดความต่อเนื่องราบเรียบเพราะชิ้นภาพแต่ละชิ้นที่นำมาต่อกันนั้นมีข้อจำกัดและระยห่าง
ระหว่างชิ้นภาพมีมากเกินไปตามที่กล่าวแล้ว

28. 2.2.6 คุณลักษณะที่จำเป็นของสไปรอลซีที
เนื่องจากการสแกนแบบควงสว่านตามที่กล่าวมาแล้ว เป็นการสแกนในเชิงปริมาตรแตกต่างจากการสแกนทีละชิ้นถาพ ทำให้ส
ไปรอลซีทีจำเป็นต้องมีคุณลักษณะจำเป็นแตกต่างและเพิ่มเติมจากการสแกนแบบธรรมดาดังต่อไปนี้
การสแกนอย่างต่อเนื่อง เป็นคุณลักษณะจำเป็นประการแรกของสไปรอลซีที ซึ่งประกอบไปด้วยการเคลื่อนที่เป็นวงกลมอย่าง
ต่อเนื่องของหลอดเอกซเรย์และหัววัดเอกซเรย์ พร้อมกับการเคลื่อนที่แบบเลื่อนที่อย่างสม่ำเสมอของเตียงเอกซเรย์ คุณลักษณะ
ดังกล่าวนี้ทำให้จำเป็นต้องใช้เทคโนโลยีของวงแหวนสลิป
หลอดเอกซเรย์แบบพิเศษ ในการผลิตเอกซเรย์ยังคงใช้วิธีเร่งอิเล็กตรอนให้มีพลังงานจลน์สูงมากวิ่งชนโลหะหนัก พลังงานของ
อิเล็กตรอนส่วนใหญ่ประมาณ 99 เปอร์เซ็นต์จะกลายเป็นพลังงานความร้อนที่เป้าโลหะหนักและกลายเป็นเอกซเรย์เพียง 1
เปอร์เซ็นต์ ประกอบกับการสแกนแบบต่อเนื่องใช้เวลาการสแกนนานสูงสุดประมาณ 30 s ในช่วงเวลาดังกล่าวนั้นเอกซเรย์จะ
ต้องถูกยิงออกมาตลอดเวลาอย่างต่อเนื่อง จึงทำให้เกิดพลังงานความร้อนขึ้นที่บริเวณเป้าอย่างมหาศาลดังนั้นหลอดเอกซเรย์ที่ใช้
งานทางด้านนี้ต้องออกแบบให้มีความจุความร้อนสูง และสามารถระบายความร้อนออกมาได้ในอัตราที่สูง ดูตาราง 2.2 ประกอบ

29. ตาราง 2.2 คุณลักษณะเฉพาะที่เกี่ยวกับความจุความร้อนและอัตราการคายความร้อนของหลอดเอกซเรย์

30. โดยความเป็นจริงอิเล็กตรอนที่วิ่งมาจากไส้หลอดจะเป็นต้นเหตุสำคัญของการสร้างพลังงานความร้อนที่บริเวณเป้า แต่จะมีอิเล็กตรอนอีกพวก
หนึ่งที่สร้างพลังงานความร้อนให้เกิดที่บริเวณเป้าด้วย อิเล็กตรอนพวกนี้เป็นอิเล็กตรอนที่หลุดจากเป้าในขณะที่เป้าถูกระดมยิงด้วยอิเล็กตรอน
เรียกอิเล็กตรอนพวกนี้ว่า อิเล็กตรอนทุติยภูมิ (secondary electron) ดังรูปที่ 2.15 เมื่ออิเล็กตรอนทุติยภูมิหลุดจากเป้า จะถูกสนามไฟฟ้า
ระหว่างแคโทดและแอโนดดึงให้เคลื่อนที่กลับมาชนจานแอโนดอีกครั้งเพราะแอโนดมีศักย์ไฟฟ้าเป็นบวก แต่การชนครั้งที่สองนี้จะไม่สามารถ
ควบคุมการชนให้อยู่ในบริเวณเฉพาะได้ ทำให้เกิดรังสีเอกซ์นอกโฟกัส (off-focus x-ray) และทำให้เกิดความร้อนเพิ่มที่เป้ามากขึ้นเอกซเรย์ที่เกิด
ในกรณีนี้ไม่สามารถนำมาใช้ประโยชน์ได้ ดังนั้นการออกแบบหลอดเอกซเรย์สำหรับใช้กับสไปรอลซีทีในปัจจุบัน จำเป็นต้องคำนึงถึงผลเสียที่เกิด
จากอิเล็กตรอนทุติยภูมิด้วย
รูปที่ 2.15 การเกิดอิเล็กตรอนทุติยภูมิซึ่งเป็นสาเหตุทำให้เกิดความร้อนที่
เป้ามากยิ่งขึ้นอีก

31. การคำนวณสร้างภาพความเร็วสูง (high-speed image reconstruction) เมื่อพิจารณาการสแกนแบบธรรมดาสำหรับการตรวจพิเศษ ซึ่ง
ต้องสร้างภาพมากถึงจำนวน 10-20 ชิ้นภาพเปรียบเทียบกับการสแกนแบบควงสว่านกรณสร้างภาพ 3 มิติ ซึ่งจำเป็นต้องอาศัยข้อมูลจากชิ้นภาพ
มากถึง 50-100 ชิ้นภาพ จะเห็นได้ทันทีว่าเวลาในการคำนวณสร้างภาพสำหรับการสแกนแบบควงสว่านจะนานกว่าแบบธรรมดาประมาณ 5 เท่า
ดังนั้น การคำนวณสร้างภาพความเร็วสูง จึงมีความจำเป็นสำหรับสไปรอลซีที
หน่วยความจำที่มากพอ การสแกนแบบควงสว่านจะได้ชิ้นภาพจำนวนมาก ดังนั้นจะต้องมีหน่วยความจำมากพอที่เก็บข้อมูลชิ้นภาพเหล่านี้ได้
อีกประการหนึ่ง การที่สไปรอลซีทีมีอิสระในการเลือกชิ้นภาพตรงตำแหน่งที่ต้องการได้ จึงมีความจำเป็นที่จะต้องเก็บทั้งชิ้นภาพที่สร้างเสร็จแล้ว
และข้อมูลดิบหรือข้อมูลความเข็มของรังสีเอกซ์ด้วย จะเห็นว่าหน่วยความจำของสไปรอลซีทีสูงกว่าซีทีธรรมดา
การแสดงภาพความเร็วสูง เนื่องจากในการเก็บข้อมูลของสไปรอลซีที จะได้ข้อมูลจำนวนมากทั้งข้อมูลดิบที่เป็นภาพในแนวตัดขวางของ
ร่างกาย ข้อมูลเหล่านั้นสามารถนำมาสร้างภาพและแสดงภาพที่เป็นประโยชน์มากทางคลินิก เช่น การแสดงในแนวระนาบอื่นนอกเหนือจากแนว
ตัดขวางหรือเอ็มพีอาร์ การแสดงภาพเลื่อนไหวแบบซีดีพี (CDP: CineDisplayProcessing) การแสดงภาพแบบ 3 มิติ เป็นต้น การแสดงภาพ
เหล่านี้จำเป็นต้องอาศัยคอมพิวเตอร์ความเร็วสูง เพื่อให้สามารถแสดงภาพได้อย่างรวดเร็วและต่อเนื่อง ดังนั้นการแสดงภาพความเร็วสูงจึงมีความ
จำเป็นสำหรับสไปรอลซีที

32. มัลติสไลซ์ซีทีถูกพัฒนาขึ้นเพราะต้องการปรับปรุงการสแกนเชิงปริมาตรให้มีประสิทธิภาพมากยิ่งขึ้น กล่าวคือ เมื่อทำการ
สแกนเชิงปริมาตรโดยใช้สไปรอลซีที ถ้าต้องการเวลาสแกนน้อยๆจะต้องเพิ่มอัตราส่วนพิตซ์แต่การเพิ่มอัตราส่วนพิตซ์มีผล
ทำให้คุณภาพของภาพในแนวแกน Z ลดลง และแม้จะใช้การประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบครึ่งเพื่อช่วย
ปรับปรุงความคมชัดของภาพในแนวแกน Z แต่จะเกิดนอยส์สูงมากขึ้น อีกประการหนึ่งเกี่ยวข้องกับการตรวจผู้ป่วยที่
จำเป็นต้องกลั้นหายใจในรายที่ไม่สามารถกลั้นหายใจได้นาน ถ้าเวลาสแกนเชิงปริมาตรลดลงไปอีกก็จะเป็นประโยชน์
สำหรับผู้ป่วยกลุ่มนี้ด้วยเหตุนี้มัลติสไลซ์ซีทีจึงถูกพัฒนาขึ้น และเห็นได้ชัดเจนว่าเป็นการพัฒนาในส่วนของหัววัดเอกซเรย์
โดยการเพิ่มจำนวนแถวของหัววัดเอกซเรย์ให้มากขึ้น ทำให้การสแกนหนึ่งรอบได้ชิ้นภาพหลายชิ้นภาพ และถ้าผสมการทำ
งานแบบสไปรอลด้วย จะสามารถลดเวลาในการสแกนลงไปได้ด้วย ในปี ค.ศ. 1988 บริษัทซีเมนส์สร้างมัลติสไลซ์ซีที ที่
สามารถลดเวลาในการสแกนเฉลี่ยลงเหลือเพียง 0.5 s
2.3 หลักการทางฟิสิกส์ของมัลติสไลซ์ซีที

33. 2.3.1 ลักษณะประจำตัวของมัลติสไลซ์ซีที
โดยทั่วไปลักษณะประจำตัวของมัลติสไลซ์ซีทีคล้ายกับสไปรอลซีที ต่างกันตรงที่มัลติสไลซ์ซีทีมีแถวของหัววัดเอกซเรย์มากกว่า เช่น มัลติสไลซ์ซี
ทีรุ่นแรกที่มีจำนวนแถวหัววัดเอกซเรย์มากในจำนวนที่สามารถตัดภาพได้ 4 ภาพในการหมุนตัด 1 รอบเป็นต้น ดูรูปที่ 2.16 ประกอบ
ปัจจุบันได้จำนวนสไลซ์มากถึง 16 สไลซ์สำหรับการหมุนตัด 1 รอบ และแนวโน้มในอนาคตอันใกล้จะมีการพัฒนาไปจนถึง 32 สไลซ์ ยิ่งไปกว่า
นั้นเวลาสแกนเฉลี่ยต่อสไลซ์ลดลงอย่างมากเป็นเพราะการหมุนตัดแต่ละรอบใช้เวลาน้อยกว่า 1 s ดังนั้นในหัวข้อนี้ได้ดล่าวถึงหัววัดเอกซเรย์และ
สิ่งที่เกี่ยวโดยตรงเป็นสำคัญ
รูปที่ 2.16 ชุดหัววัดเอกซเรย์มัลติสไลซ์ซีที

34. แกนตรี เนื่องจากเวลาสแกนของมัลติสไลซ์ซีทีน้อยกว่า 1 s แสดงว่า ชุดของหลอดเอกซเรย์ หัววัดเอกซเรย์ และอุปกรณ์อื่นๆที่จำเป็นและมี
มวลมากจะต้องเคลื่อนที่หมุนเป็นวงกลมเร็วมาก ทำให้เกิดแรงเหวี่ยงออกจากศูนย์กลางการหมุนอย่างมหาศาล เช่น ถ้าใช้เวลาในการเคลื่อนที่ 2
rps (รอบต่อวินาที) จำทำให้เกิดแรงเหวี่ยงออกจากศูนย์กลางของการหมุนคิดเป็น 13 เท่าของแรงโน้มถ่วงของโลก ดังนั้นแกนตรีที่ใช้สำหรับมัลติ
สไลซ์ซีทีจะต้องมีลักษณะที่สำคัญคือ แข็งแรงและมีเสถียรภาพสูง ความแข็งแรงของแกนตรี หมายถึง จะต้องทนต่อความเค้นและความเครียดที่
เกิดขึ้นขณะมีการหมุน ส่วนเสถียรภาพสูงของแกนตรี หมายถึง แกนตรีจะต้อวมีความนิ่งในขณะที่มีการหมุน
หัววัดเอกซเรย์ สำหรับมัลติสซ์ซีทีในปัจจุบัน มีการใช้หัววัดเอกซเรย์ซึ่งสามารถแยกเป็น 2 ประเภทใหญ่ๆ คือ แถวหัววัดชนิดปรับแต่ง
(adaptive detector array) และแถวหัววัดชนิดตรึง (fixed detector array)
ระยะเริ่มแรกของมัลติสไลซ์ซีที เมื่อพิจาณาแถวหัววัดชนิดปรับแต่ง จะสามารถดูได้จากรูปที่ 2.17 ซึ่งแสดงภาคตัดขวางของแถวหัววัดชนิดปรับ
แต่งที่ให้จำนวนสไลซ์มากที่สุดจำนวน 4 สไลซ์ต่อการหมุนตัด 1 รอบ ประกอบด้วยแถวหัววัดจำนวน 8 แถว โดยที่แต่ละแถวมีความหนาแตกต่าง
กัน ได้แก่ 1.0 mm ,1,5 mm ,2.5 mm และ5.0 mm แถวที่มีความหนาน้อยที่สุดจะอยู่ตรงกลางของชุดหัววัดเอกซเรย์ในขณะแถวที่มีความ
หนามากที่สุดจะถูกจัดให้อยู่ที่ขอบด้านซ้ายมือและขวามือของชุดหัววัดเอกซเรย์

35. การที่ขอบด้านซ้ายมือและขวามือของชุดหัววัดเอกซเรย์มีความหน้ามากเพราะต้องการเพิ่มประสิทธิภาพในหารตรวจจับรังสีเอกซ์ซึ่งตกกระทบ
ในแนวเฉียงไม่ตั้งฉากกับหัววัด แต่หัววัดทีอยู่ตรงกลางสามารถทำให้ความหนาน้อยที่สุดได้เพราะรังสีเอกซ์ตกกระทบในแนวตั้งฉากสำหรับรูปที่
2.18 แสดงตัวอย่างของแถวหัววัดชนิดตรึงในแนวภาคตัดขวาง ซึ่งสามารถให้จำนวนสไลซ์มากที่สุด 4 สไลซ์ต่อการหมุนตัด 1 รอบ ประกอบ
ด้วยแถวหัววัดจำนวน 16 แถวโดยที่แต่ละแถวมีความหนาแน่นเท่ากันคือ 1.5 mm และสามารถเลือกใช้ความหนาของสไลซ์ตามข้อมูลในกรอบ
สี่เหลี่ยมด้านล่างของรูปที่ 2.18
รูปที่ 2.17 ด้านตัดขวางของชุดหัววัดเอกซเรย์ชนิดปรับแต่ง รูปที่ 2.18 ด้านตัดขวางของชุดหัววัดเอกซเรย์ชนิดตรึง

36. พิตซ์และอัตราส่วน จากรูป 2.19 แสดงภาพตัดขวางของลำเอกซเรย์และแถวหัววัดเอกซเรย์ขอ
งมัลติสไลซ์ซีที กรณี 4 สไลซ์ กำหนดให้ D คือความกว้างของลำเอกซเรย์ทั้งหมดโดยวัดที่แกนซึ่ง
อยู่ที่ศูนย์กลางของการหมุน d คือความกว้างของแถวหัววัดแต่ละแถวโดยวัดที่แกนหมุน และ N
คือจำนวนแถวของหัววัดเอกซเรย์ จะได้
ถ้า P คือพิตซ์ (ระยะทางที่เตียงหรือผู้ป่วย ซึ่งนอนนิ่งบนเตียง เคลื่อนที่ไปตามแนวยาวของ
เตียงในช่วงเวลาที่หลอดเอกซเรย์หมุนได้หนึ่งรอบ) PR คืออัตราส่วนพิตซ์จะได้
รูปที่ 2.19 ภาพตัดขวางของลำเอกซเรย์และแถวหัววัด
เอกซเรย์ชนิด 4 สไลซ์

37. 2.3.2. การแสวงหาข้อมูลและการสร้างภาพ
การแสวงหาข้อมูลกรณีมัลติสไลซ์ มีความยุ่งยากกว่าสไปรอลซีทีเพราะมีจำนวนโพรเจกชันที่เก็บได้ในหนึ่งรอบมากกว่าดังแสดงในรูปที่ 2.20 จาก
รูปที่ 2.21 ถ้าต้องการข้อมูลโพรเจกชันที่เพียงพอต่อการสร้างภาพของระนาบที่เราเลือกตรงตำแหน่ง Z0 สามารถกระทำได้ด้วยการประมาณค่าใน
ช่วงเชิงเส้นชนิดสแกนแบบครึ่ง โดยจะต้องสร้างโพรเจกชันเสริมที่มีเฟสตรงข้ามกันกับโพรเจกชันจริงเสียก่อน และเมื่อเริ่มทำการประมาณค่าในช่วง
ระหว่างจุดข้อมูลโพรเจกชันสองจุด จะเลือกจุดข้อมูลโพรเจกชันในแนวแกน Z ที่อยู่ใกล้ระนาบสไลซ์ที่เราเลือกให้มากที่สุดและจุดทั้งสองนั้นจะต้อง
อยู่คนละด้านของระนาบสไลซ์ที่เราเลือก
รูปที่ 20 เรขาคณิตของเส้นทางแบบฮีลิกซ์ของโพรเจกชันกรณี
มัลติสไลซ์ซีทีชนิด 4 สไลซ์
รูปที่ 21 การประมาณค่าในช่วงเชิงเส้นชนิดอบบครึ่ง
กรณีมัลติสไลซ์ซีที

38. ในส่วนของการคำนวณสร้างภาพได้มีการพัฒนาจากกลวิธีการคำนวณสร้างภาพแบบลำรูปพัด (fan-beam reconstruction
algorithm) ไปสู่กลวิธีการคำนวณสร้างภาพแบบลำรูปทรงกรวย (cone-beam reconstruction algorithm) เพราะเมื่อพิจารณาภาค
ตัดขวางของลำเอกซเรย์กรณีที่ใช้ในมัลติสไลซ์ซีทีพบว่า ขอบเขตของลำเอกซเรย์บานออกจนไม่สามารถคิดให้เป็นลำขนานได้ดังแสดงใน
รูปที่ 2.22 ผลของลำเอกซเรย์ที่บานออกทำให้การแสวงหาข้อมูลมีความยุ่งยากมากขึ้น พิจารณารูปที่ 2.22 หลอดเอกซเรย์และหัววัด
เอกซเรย์กำลังหมุนรอบแกนหมุน Z ซึ่งขนานแนวตามยาวของผู้ป่วย P1 และ P2 คือระนาบที่สอดคล้องกับแถวหัววัดเอกซเรย์ D1 และ
D2 ในรูปที่ 2.22(ก) ตามลำดับ เมื่อหลอดเอกซเรย์และหัววัดเอกซเรย์หมุนไป 180 องศาตามรูปที่ 2.22(ข) ระนาบ P1 และ P3 จะ
สอดคล้องกับแถวหัววัดเอกซเรย์ D1 และ D2 ตะเห็นว่าระนาบ P2 และ P3 แตกต่างกันหรือเกิดการแกว่งของระนาบสไลซ์ (nutating
slice plane) ในขณะแสวงหาข้อมูล และเมื่อนำข้อมูลที่ได้ประเภทนี้ไปคำนวณสร้างภาพและจะเกิดอาร์ติแฟ็คต์ ดังแสดงในรูปที่
2.23(ก) ซึ่งจะเห็นภาพของลูกบอลขนาดเล็กสีขาวไม่คมชัด กลวิธีการคำนวณสร้างภาพแบบลำรูปทรงกรวยจึงเกิดขึ้นเพื่อแก้ปัญหานี้
เรียกว่า มัสค็อต (MUSCOT: algorithm multislice cone-beam tomography reconstructionmethod) ทำให้อาร์ติแฟ็คต์หาย
ไปดังแสดงในรูปที่ 2.23(ข) และสามารถเห็นภาพของลูกบอลขนาดเล็กสีขาวคมชัดขึ้น

39. รูปที่ 2.22 ผลของลำเอกซเรย์รูปทรงกรวยที่เกิดในมัลติสไลซ์ซีที
เมื่อจำนวนสไลซ์มาก
รูปที่ 2.23 ภาพของลูกบอลขนาดเล็กสีขาวได้จากมัลติสไลซ์ซี
ที(ก) เมื่อไม่ใช้มัสค็อต(ข) เมื่อใช้มัสค็อต

40. 2.3.3 ข้อดีของมัลติสไลซ์ซีที
ช่วงเวลา 5 ปีที่ผ่านมานับจากที่ได้มีการสร้างมัลติสไลซ์ซีทีขึ้นมา มัลติสไลซ์ซีทีได้แสดงให้เห็นว่ามีประสิทธิภาพเหนือกว่าสไปรอลซีทีแบบสไลซ์
เดี่ยวสามารถสรุปได้ดังนี้
สแกนเชิงประมาตรได้มากขึ้นและรวดเร็ว สำหรับมัลติสไลซ์ซีที การเพิ่มอัตราส่วนพิตซ์หรือเพิ่มความเร็วในการสแกน จะสามารถทำให้สแกนเชิง
ปริมาตรได้มากขึ้น โดยที่คุณภาพของภาพยังดีอยู่ดูตาราง 2.3 ประกอบ
ตาราง 2.3 เปรียบเทียบเวลาสแกนของมัลติสไลซ์ซีทีและสไปรอลซีทีแบบสไลซ์เดี่ยว

41. สปาเชียลเร็ซโซลิวชัน (spatial resolution) ดีขึ้น มัลติสไลซ์ซีทีสามารถสร้างภาพได้สไลซ์บางๆ และมีขนาดของว็อกซึล
(voxel) เท่ากันทั้ง 3 แนว ซึ่งเรียกว่า การสร้างภาพแบบไอโซโทรปิก (isotropic imaging) ทำให้มัลติสไลซ์ซีทีสามารถแสดง
ภาพเอ็มพีอาร์และ 3D ได้ดีกว่าสไปรอลซีทีแบบสไลซ์เดี่ยว
ลำเอกซเรย์ถูกใช้เต็มประสิทธิภาพ เนื่องจากลำเอกซเรย์ที่ออกมาจากหลอดเอกซเรย์ มีลักษณะบานออก กรณีสไปรอลซีที
แบบสไลซ์เดี่ยวจะใช้พื้นที่หน้าตัดของลำเอกซเรย์แคบมาก ทำให้เหลือพื้นที่ของลำเอกซเรย์ที่ยังไม่ได้ใช้อีก แต่กรณีมัลติสไลซ์
ซีทีมีแถวของหัววัดเอกซเรย์จำนวนมากทำให้ใช้ลำเอกซเรย์ได้มากกว่า สมมติหลอดเอกซเรย์มีอายุการใช้งานประมาณ
200,000 s ถ้าใช้เวลาสแกน 1 สไลซ์ต่อวินาที จำนวนสไลซ์ที่ได้จากมัลติสไลซ์ซีทีจะมีจำนวนมากกว่าจำนวนสไลซ์ที่ได้จากส
ไปรอลซีทีแบบสไลซ์เดี่ยวอย่างน้อย 4 เท่าเป็นต้น
ปริมาณรังสีลดลง ตามวิธีการสร้างภาพของมัลติสไลซ์ซีที จะสามารถลดปริมาณรังสีได้ปราณ 40 %(18) เพราะมีข้อมูลโพร
เจกชันตามแกน Z (แกนตามยางจำนวนมาก) ที่นำมาใช้การคำนวณสร้างภาพ

42. ในบทนี้ได้กล่าวถึงสไปรอลซีทีโดยเริ่มต้นจากการพิจารณาแสวงหาข้อมูลทีละชิ้นภาพตามด้วยการแสวงหาข้อมูลแบบสไป
รอลซีทีหรือแบบควงสว่าน ต่อจากนั้น ได้รวมนิยามที่เกี่ยวข้องกับสไปรอลซีที และหลักการทางฟิสิกส์ของสไปรอลซีทีที่ควร
ทราบ ซึ่งจะได้เห็นว่าลักษณะพิเศษของสไปรอลซีทีแตกต่างจากซีทีธรรมดาในหลายด้าน เช่น เตียงผู้ป่วยที่เคลื่อนที่ระหว่าง
การสแกนหน่วยความจำที่มีความจุมาก การคำนวณสร้างภาพและการแสดงภาพความเร็วสูง เป็นต้นต่อจากนั้นได้กล่าวถึงมัลติ
สไลซ์ซีที โดยแดงให้เห็นถึงลักษณะเฉพาะตัวของมัลติสไลซ์ซีที การแสวงหาข้อมูล และข้อดีของมัลติสไลซ์
สรุป