CT ĐA LÁT CẮT: CÔNG NGHỆ HIỆN TẠI VÀ SỰ PHÁT TRIỂN TRONG TƯƠNG LAI

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI
VIỆN ĐIỆN TỬ - VIỄN THƠNG
====o0o====

BÁO CÁO BÀI DỊCH
CƠNG NGHỆ CHUẨN ĐỐN HÌNH ẢNH I
Đề tài:

CT ĐA LÁT CẮT: CÔNG NGHỆ HIỆN TẠI VÀ SỰ PHÁT
TRIỂN TRONG TƯƠNG LAI
Giáo viên hướng dẫn :

TS. Nguyễn Thái Hà

Sinh viên thực hiện :
Trần Văn Gạo

20121582

KT ĐTTT 09 – K57

Hà Nội, 12/2016

Nhận xét của giáo viên hướng dẫn:
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
…………………………………………………………………………………………………
……………………………………………………………………………………

MỤC LỤC
A.

A. TÓM TẮT

2


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

Từ khi được giới thiệu vào đầu những năm 1970, chụp cắt lớp điện toán (CT) đã trải
qua những tiến bộ to lớn trong các thời kì cơng nghệ về tính năng và các ứng dụng lâm
sàng. Được dựa trên lịch sử phát triển của CT và CT cơ sở trong điều trị, chương này mô tả
hiện trạng của công nghệ này và cố gắng để dự đoán trước những sự phát triển trong tương
lai. Bên cạnh mô tả của các thành phần chính của các hệ thống CT điểm đặc biệt là ở chỗ sự
phát triển đột phá, chẳng hạn như CT đa lát cắt và sự tìm ra phương thức quét cho việc tạo
ảnh của tim.

3


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

B. NỘI DUNG
1.

GIỚI THIỆU

Năm 1972, kĩ sư G.N. Hounsfeild đã xây dựng máy CT X-quang đầu tiên trong lĩnh
vực y tế thương mại cho công ty EMI, là một máy quét đầu thuần túy sử dụng hệ thống
bóng X-quang và hệ thống hai hàng đầu dò (a dual-row detector) chuyển động từ từ quanh

bệnh nhân. Nó có thể thu được 12 lát cắt, với độ dày mỗi lát là 13-mm, và dựng lại các ảnh
với ma trận kích thước 80×80 pixels (Hình 1.1a) trong khoảng 35 phút. Mặc dù hiệu năng
của các máy quét CT đã được gia tăng một cách mạnh mẽ theo thời gian cho đến năm 1989,
khơng có sự phát triển mới cơ bản nào trong máy CT thông thường. Vào lúc đó, thời gian
thu một ảnh giảm từ 300s vào năm 1972 đến 1-2s, độ dày các lát giảm tới 1mm có thể, và
độ phân giải trong mặt phẳng được tăng từ 3 cặp dòng mỗi cm (lp/cm) lên 10-15 lp/cm với
các ma trận đặc trưng 512×512.

1.1a,b. Sự phát triển của cắt lớp điện toán theo thời gian. a. Hình ảnh mặt cắt ngang của não
năm 1971 và (b) các lát cắt tổng thể bộ não với mặt cắt dọc đối xứng, vòng đầu và mặt cắt
ngang vào năm 2007. (Hình ảnh do Mayo Clinic Rochester).

Như được dự đoán vào cuối những năm 1970 rằng trong những năm tiếp theo hoặc
thậm chí các thập kỉ sau, thời gian thu của các máy CT cơ học sẽ tiến xa hơn cho việc thu
các ảnh chụp tim với chất lượng cao, một khái niệm kĩ thuật hoàn toàn mới cho máy quét
CT mà không cần bộ phận chuyển động các phần cho việc thu dữ liệu cực kì nhanh ở mức
50ms được đưa ra và khuyến khích như là một máy quét CT tim mạch (cardiovascular CT
scanner (CVCT)). Sau đó, các máy CT này cũng được gọi là các máy quét “CT siêu nhanh”
4


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

(ultrafast CT scanners) hay “CT chùm điện tử” (electron beam CT (EBT hay EBCT). Giá
thành cao và chất lượng ảnh giới hạn cùng với thể tích bao phủ thấp đã làm ngăn cản sự phổ
biến của phương thức này, và sự sản xuất và phân phối của các máy này đã bị gián đoạn.
Dựa trên sự giới thiệu bước đầu về công nghệ quay tròn để thu được năng lượng và
dữ liệu của giàn xoay, sự xoay liên tục của ống tia X và đầu dị trở nên có thể. Khả năng

xoay liên tục đã đưa đến sự phát triển của các máy quét CT xoắn ốc (spiral CT scanners)
vào đầu những năm 1990 (Crawford và King 1990; Kalender cùng các cộng sự năm 1990),
phương pháp đã được đề xuất trong một vài năm trước đó (Mori 1986; Nishimura và
Miyazaki 1988). Tập dữ liệu có thể được thu lại mà khơng có sự nguy hiểm về việc khơng
đăng kí hoặc đăng kí kép các chi tiết giải phẫu. Các ảnh có thể được dựng lại ở bất kì vị trí
nào dọc theo trục bệnh nhân (trục theo chiều dọc, trục z), và việc dựng ảnh xếp chồng có thể
được sử dụng để cải thiện độ phân giải theo chiều dọc. Tập dữ liệu trở thành cơ sở chính
cho các ứng dụng như CT chụp mạch (CTA) (Rubin cùng các cộng sự năm 1995), mà đã
làm nổi lên một cuộc cách mạng về việc đánh giá các bệnh về mạch máu theo cách không
xâm lấn. Khả năng thu các tập dữ liệu là điều kiện tiên quyết cho sự phát triển của các kĩ
thuật xử lí ảnh 3 chiều như là sự cải thiện nhiều mặt (MPR – multi-planar reformations), sự
hiển thị các mặt bị che (SSD – surface shaded displays) hoặc các kĩ thuật biểu diễn khối
(volume-rendering techniques – VRT), mà trở thành các yếu tố thiết yếu của ảnh y học
ngày nay.
Nhược điểm chính của CT xoắn ốc đơn lát cát là thể tích bao phủ khơng đủ trong một
hơi thở của bệnh nhân hoặc là thiếu sự chính xác về khơng gian trong trục z bởi vì sự chuẩn
trực rộng. Với máy quét CT xoắn ốc đơn là độ phân giải đẳng hướng lí tưởng, tức là, về độ
phân giải bình đẳng trong cả 3 trục khơng gian, chỉ có thể chỉ đạt được cho phạm vi quét rất
hạn chế (Kalender 1995).
Thể tích bao phủ rộng trong khi thời gian quét ngắn hơn và độ phân giải theo chiều dọc
được cải thiện trở nên có khả thi sau sự giới thiệu rộng rãi của các hệ thống CT 4 lát cắt bởi
tất cả các nhà sản xuất máy CT chính vào năm 1998 (Klingenbeck-Regn cùng các cộng sự
vào năm 1999; McCollough và Zink năm 199l Hu cùng các cộng sự năm 2000). Chất lượng
được tăng lên đã cho phép sự tối ưu hóa về nhiều loại phương thức lâm sàng. Thời gian
khám chữa của các phương thức cơ bản có thể được giảm một cách đáng kể; mặt khác,
phạm vi quét có thể được mở rộng đáng kể. Hơn nữa, một thể tích giải phẫu đã cho có thể
5


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

được qt trong một thời gian quy định với bề rộng các lát cắt giảm một cách to lớn. Theo
cách này, đối với nhiều ứng dụng lâm sàng mục tiêu của độ phân giải đẳng hướng là trong
tầm tay với với hệ thống CT 4 lát cắt. CT nhiều hàng đầu dò (MDCT) cũng được phát triển
một cách mạnh mẽ thành một mảng mà trước đây được cho là mục tiêu ở xa của các máy
CT thế hệ thứ 3 được dựa trên sự quay cơ học của ống tia X và cảm biến, như là sự tạo ảnh
tim với việc thêm vào khả năng lựa chọn xung ECG được cho phép bởi thời gian quay giá
đỡ giảm xuống 0.5s (Kachelriess cùng các cộng sự năm 2000; Ohnesorge cùng các cộng sự
năm 2000). Mặc dù tất cả sự phát triển đầy triển vọng này, các thách thức y học và những
hạn chế trong hệ thống CT 4 lát cắt vẫn còn. Độ phân giải đẳng hướng đúng cho các ứng
dụng thông thường vẫn chưa đạt được trong nhiều ứng dụng đòi hỏi vùng quét mở rộng, bởi
vì các lát được chuẩn trực rộng hơn (4×2.5mm hoặc 4×3.75mm) phải được chọn để làm cho
việc quét trong khung thời gian hợp lí thêm đầy đủ. Đối với cổng ECG CTA mạch vành,
việc đặt ống động mạch hay là động mạch bị vơi hóa nghiêm trọng tạo nên một sự khó khăn
cho chuẩn đốn, chủ yếu vì các thể tích một phần giả định như là kết quả của độ phân giải
không đủ theo chiều dọc (Nieman cùng các cộng sự 2001), và hình ảnh xác thực của các
bệnh nhân có nhịp tim cao hơn khơng thể vì sự phân giải thời gian bị giới hạn.
Như một bước tiến tiếp theo, sự giới thiệu của hệ thống CT 8 lát cắt vào năm 2000
với thời gian quét ngắn hơn, nhưng vẫn chưa đem lại sự cải tiến về độ phân giải theo chiều
dọc (sự chuẩn trực mỏng nhất là 8×1.25mm). Tiếp sau đó đã thực hiện được CT 16 lát cắt
(Flohr cùng các cộng sự) 2002a, 2002b), mà làm cho nó có thể thu được một cách đều đặn
các vùng kết cấu có ý nghĩa quan trọng với độ phân giải không gian đẳng hướng nhỏ hơn cỡ
millimeter. Cổng ECG quét tim được nâng cao bởi cả sự cải tiến về độ phân giải thời gian
thu được bằng cách giảm thời giam quay của giá đỡ xuống 0.375s và cả sự cải tiến về độ
phân giải không gian (Nieman cùng các cộng sự 2002; Ropers cùng các cộng sự 2003).
Thế hệ của hệ thống CT 64 lát cắt được giới thiệu vào năm 2004 và là một tiêu chuẩn được
thành lập trong phân khúc thị trường cao cấp hiện nay. Hai khái niệm scanner khác nhau
được giới thiệu bởi các nhà cung cấp: “khái niệm thể tích (volume)” được theo đuổi bởi GE,

trong khi Philips và Toshiba nhắm vào sự tiến xa hơn nữa trong việc tăng thể tích bao phủ
bằng cách sử dụng 64 hàng đầu dị thay cho 16 hàng mà khơng làm thay đổi các thơng số
vật lí của máy chụp cắt lớp được so sánh là tương ứng với phiên bản máy 16 lát cắt. “Khái
niệm độ phân giải” được theo đuổi bởi Siemens sử dụng 32 hàng detector vật lý trong phối
6


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

hợp với việc lấy mẫu kép theo trục z, kĩ thuật lấy mẫu-z đã được lọc được cho phép bởi sự
chuyển động có chu kì của điểm hội tụ (focal spot) theo hướng z, để thu được đồng thời 64
lát cắt chồng chéo với mục đích làm tăng mức độ độc lập của độ phân giải theo chiều dọc và
sự giảm của các giả tạo xoắn ốc (Flohr cùng các cộng sự 2004, 2005a). Với thế hệ máy chụp
cắt lớp này, những sự kiểm tra dùng CT chụp mạch với độ phân giải nhỏ hơn milimet về
mặt chỉ có động mạch trở nên có thể thực hiện được ngay cả khi phạm vi giải phẫu mở rộng.
Độ phân giải về thời gian được cải thiện vì thời gian quay của giá đỡ giảm xuống 0.33s có
khả năng để tăng sự chắc chắn lâm sàng của việc quét của cổng ECG khi nhịp tim cao, do
đó giảm một cách đáng kể số lượng bệnh nhân cần kiểm soát nhịp tim và tạo điều kiện
thuận lợi cho tích hợp của các máy CT chụp động mạch vành vào các thuật toán lâm sàng
thường quy (Leschka cùng các cộng sự 2005; Raff cùng các cộng sự 2005). Ngày nay, các
máy chụp một nguồn đưa ra thời gian quay 1 vòng giảm xuống còn 0.3s và thu được lên tới
128 lát cắt với độ phân giải đẳng hướng giảm còn 0.3mm (Siemens SOMATOM Definition
AS+). Vào cuối năm 2007, hai nhà sản xuất Philips và Toshiba đã giới thiệu máy chụp đơn
nguồn mà có thể thu được 256 và 320 lát trong một vòng quay, một cách tương ứng, tuân
theo đúng “Định luật Moore về CT đa lát cắt (Multislice CT- MSCT)”. Khi nhìn lại số lát
cắt của các hệ thống CT đa lát cắt so với năm giới thiệu ra thị trường của chúng, số lượng
các lát cắt tăng theo hàm số mũ của thời gian, gần gấp đôi sau mỗi 2 năm. Đây là một điều
thú vị tương tự với định luật Moore trong lĩnh vực vi điện tử. Điều đó vẫn được xem là sự

tăng về số lượng các lát cắt như thế nào thì chuyển thành các lợi ích về lâm sàng của các hệ
thống này vì chỉ có các thành quả lâm sàng mới sẽ chứng minh sự tăng thêm về giá cả của
các đầu dò lớn như vậy.
Theo đuổi một hướng đi khác của sự phát triển công nghệ, vào năm 2005, hệ thống CT
nguồn kép (2 nguồn) (DSCT-dual-source CT) đầu tiên, nghĩa là, một hệ thống CT với 2 ống
tia X và 2 đầu dị tương ứng với góc lệch 90°, được giới thiệu bởi một nhà cung cấp (Flohr
cùng các cộng sự 2006). Lợi ích chính của DSCT trong việc quét tim là sự cải thiện về độ
phân giải không gian. Một máy quét loại này cung cấp độ phân giải không gian bằng một
phần tư thời gian quay của giá, không phụ thuộc vào nhịp tim của bệnh nhân mà không cần
các kĩ thuật xây dựng lại nhiều đoạn. Các máy quét DSCT cũng cho thấy các đặc tính đầy
triển vọng cho các ứng dụng trong chụp tia X nói chung. Đầu tiên, cả hai ống tia X có thể
được điều khiển một cách đồng thời theo một đường xoắn ốc chuẩn hay là phương thức thu
7


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

liên tục, theo cách này cung cấp một năng lượng dự trữ cao khi cần thiết. Thêm vào đó, cả 2
ống tia X có thể được điều khiển theo các thiết lập KV khác nhau hoặc những cách lọc khác
nhau, cách này cho phép việc thu được 2 nguồn năng lượng khác nhau. Các ứng dụng tiềm
năng của CT 2 nguồn bao gồm sự mô tả đặc điểm của mô, xác định hàm lượng canxi và xác
định thể tích khối máu của từng vùng trong việc làm tăng sự tương phản.

8


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2.

2016

THIẾT KẾ HỆ THỐNG

Chất lượng tổng thể của một hệ thống MDCT (Multi-detector row CT) phụ thuộc
vào một số yếu tố chính. Các yếu tố này bao gồm giàn quay, nguồn tia X, máy phát điện
công suất lớn, bộ cảm biến và các điện tử cảm biến, các hệ thống truyền tín hiệu (vịng trượt
– slip ring) và hệ thống máy tính cho việc thao tác và tái tạo ảnh.

Hình 1.2. Các thành phần hệ thống cơ bản của một hệ thống CT thế hệ thứ 3 hiện đại. Các hệ
thống thế hệ đầu tiên đã sử dụng một chùm tia mảnh được chuẩn trực và vì vậy đã yêu cầu một
sự dịch chuyển của chùm tia mỏng và nguyên tố cảm biến đơn trước mỗi bước quay để quét tất
cả đối tượng. Thế hệ máy quét thứ 2 đã sử dụng chùm tia hình quạt nhỏ, nhưng vẫn u cầu các
mơ hình dịch chuyển và quay của nguồn tia X và dãy cảm biến nhỏ, ngược lại với chùm tia hình
quạt của thế hệ máy quét thứ 3 đầu tiên là bao phủ toàn bộ đối tượng và cho phép chỉ có
chuyển động quay của ống tia X và cảm biến xung quanh bệnh nhân.

9


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2.1.

2016

GIÀN QUAY
Các máy quét CT thế hệ thứ ba sử dụng cái gọi là hình học “xoay/xoay”, trong đó

cả ống tia X và đầu dò được gắn lên một giàn quay và quay xung quanh bệnh nhân (Hình
1.2). Trong một hệ thống MDCT, đầu dị gồm có một vài hàng khoảng 700 và hơn các
nguyên tố đầu dò mà bao phủ một trường quét trong vùng quan sát (scan field of viewSFOV) thường là 50cm. Sự suy giảm tia X bởi bệnh nhân được đo bằng các nguyên tố đầu
dò đơn lẻ. Tất cả các giá trị đo thu được tại cùng một vị trí góc của hệ thống đo tạo thành
một “phép chiếu” hay “phép nhìn”. Một cách tiêu biểu, 1000 phép chiếu được đo trong mỗi
vòng 360°. Yêu cầu quan trọng trong việc thiết kế cơ khí giàn khung là độ ổn định của cả
tiêu điểm hội tụ và vị trí đầu dị trong suốt vịng quay, đặc biệt về vấn đề tốc độ quay tăng
lên nhanh chóng của các hệ thống CT hiện đại (từ 0.75s vào năm 1994 đến 0.3s vào năm
2007). Do đó, sự hỗ trợ về mặt cơ khí cho các ống tia X, ống chuẩn trực và hệ thống đo
lưỡng dữ liệu (data measurement system) phải được thiết kế để chịu được lực hấp dẫn lớn
kết hợp với sự quay của giàn khung nhanh (~17g trong 0.42s thời gian quay, ~33g trong
0.33s thời gian quay).
2.2.

ỐNG X QUANG VÀ MÁY PHÁT ĐIỆN
Sự kết hợp của ống tia X tiên tiến nhất/máy phát cung cấp một năng lượng cao nhất

60-100kW, thường thường khác nhau tùy theo điện áp người dùng lựa chọn, 80kV, 100kV,
120kV và 140kV. Những ứng dụng lâm sàng khác nhau yêu cầu phổ tia X là khác nhau và
do đó, các thiết lập kV là khác nhau trong việc tối ưu hóa chất lượng hình ảnh và/hoặc tỉ lệ
tín hiệu trên nhiễu ở liều thấp nhất mà tốt nhất có thể. Trong một thiết kế ống thơng thường,
một tấm anode đặc trưng có đường kính 160-200mm quay trong một bóng chân khơng
(Hình 1.3).

10


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

Hình 1.3: Bản vẽ sơ đồ và hình ảnh của một ống tia X thông thường (trên) và một ống bao bọc
quay (dưới). Điện tử phát ra từ cathode được biểu diễn bởi các đường màu xanh; các tia X được
tạo ra ở anode được mô tả bằng các múi tên màu tím. Trong một ống tia X thơng thường, tấm
anode quay trong một bóng chân khơng. Nhiệt được tán xạ chủ yếu theo đường phát xạ nhiệt.
Trong ống bao bọc quay, tấm anode tạo thành một tấm chắn ở bên ngoài ống và tiếp xúc trực
tiếp với dầu làm mát. Nhiệt được tản một cách có hiệu quả theo đường dẫn nhiệt, và tỉ lệ làm
mát tăng lên một cách đáng kể. Các ống bao bọc quay mà khơng có các bộ phận chuyển động và
khơng có các vịng bi trong chân khơng. (Các hình ảnh khơng tỉ lệ).

Khả năng lưu trữ nhiệt của tấm anode vào bóng chân khơng được đo bằng đơn vị
nhiệt Mega (Mega Heat Units (MHU)) – xác định mức độ hiệu suất: sự to hơn của tấm
anode, khả năng dữ nhiệt lớn hơn, và thời gian quét nhiều hơn có thể được phát ra cho đến
khi tấm anode đạt đến nhiêt độ giới hạn của nó. Các ống tia X tiên tiến có khả năng dữ nhiệt
đặc trưng từ 5 đến 9 MHU, được nhận ra bằng một lớp than chì dày đặc được gắn vào mặt
sau của tấm anode. Một thiết kế khác là ống bao bọc quay (Straton, Siemens, Forchheim,
Germany, Schardt cùng các cộng sự 2004). Tấm anode tạo thành một vách ngăn ở bên ngồi
của ống chân khơng quay; do đó nó sẽ tiếp xúc trực tiếp với dầu làm mát và có thể được làm
mát một cách hiệu quả qua đường dẫn nhiệt (Hình 1.3). Bằng cách này, tỉ lệ tản nhiệt rất
cao là 5MHU/phút là có thể đạt được, loại bỏ sự cần thiết trong việc dữ nhiệt ở anode, mà vì
11


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

vậy nên khả năng dữ nhiệt gần bằng không. Nhờ việc làm mát anode nhanh, các ống bao
bọc quay có thể thực hiện việc quét năng lượng cao trong một chuỗi liên tiếp. Vì cathode

quay quanh tâm, độ lệch cố định của các điện tử trong chùm điện tử là cần thiết để định vị
và định hình tiêu điểm hội tụ trên anode. Độ lệch của điện tử cũng được sử dụng trong công
nghệ lấy mẫu z kép của các hệ thống CT 64 lát cắt (Flohr cùng các cộng sự năm 2004,
2005a).
2.3.

THIẾT KẾ ĐẦU DÒ MDCT VÀ SỰ CHUẨN TRỰC LÁT CẮT
Các hệ thống CT hiện đại sử dụng các đầu dị bán dẫn nói chung. Mỗi ngun tố
đầu dị bao gồm một vật liệu bán dẫn phát xạ nhạy cảm (như cadmium tungstate,
gadolinium-oxide hoặc gadolinium oxi-sulfide với sự pha tạp thích hợp), mà biến đổi các tia
X bị được hấp thụ thành ánh sáng nhìn thấy. Ánh sáng sau đó được phát hiện bằng một
diode quang Si. Kết quả là dịng điện được khuếch đại và biến đổi thành tín hiệu số. Yêu cầu
quan trọng cho một vật liệu dò thích hợp là hiệu suất dị tốt, tức là số lượng nguyên tử cao,
và thời gian dư huy (afterglow) rất ngắn để cho phép tốc độ quay của giàn khung nhanh mà
tất cần thiết cho việc tạo ảnh tim cổng ECG.
Các đầu dò CT phải đáp ứng được độ rộng các lát khác nhau để điều chỉnh sự tối ưu
tốc độ quét, độ phân giải theo chiều dọc và nhiễu ảnh trong từng ứng dụng khác nhau. Với
đầu dò CT đơn lát cắt, độ rộng các lát cắt được chuẩn trực khác nhau thu được bằng cách sự
chuẩn trực của chùm tia X trước bệnh nhân. Với mọi mơ hình cơ bản của một đầu dò CT 2
lát cắt bao gồm M =2 hàng đầu dò, độ rộng khác nhau của các lát cắt có thể được thu bằng
sự chuẩn trực bệnh nhân trước nếu đầu dò được chia ra hai bên dọc theo vùng z của chùm
tia X.
Đối với M>2, nguyên tắc thiết kế cơ bản này phải được thay thế bởi các khái niệm
linh hoạt hơn yêu cầu các hàng đầu dò nhiều hơn để thu được M lát cắt đồng thời. Các nhà
chế tạo khác nhau của máy MDCT đã giới thiệu các thiết kế đầu dò khác nhau. Để có thể
chọn được độ rộng các lát cắt khác nhau, tất cả các máy quét kết hợp các hàng đầu dò điện
tử cho một số lượng nhỏ các lắt cắt theo sự chuẩn trực chùm tia được lựa chọn và độ rộng
lắt mong muốn.

12

Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

Hình 1.4. Các ví dụ của các đầu dị mảng cố định và đầu dị mảng thích nghi đã được dùng
trong hệ thống MDCT thương mại hiện nay.
Đối với các hệ thống CT 4 lát cắt được giới thiệu vào năm 1998, hai loại đầu dò được sử dụng
phổ biến. Đầu dò mảng cố định bao gồm các nguyên tố đầu dò với các kích thươc bằng nhau
theo chiều dọc. Một ví dụ điển hình cho loại máy quét này, máy GE tốc độ ánh sáng (GE
Lightspeed), có 16 hàng đầu dị, mỗi hàng vạch ra độ rộng lát cắt được chuẩn trực là 1.25mm
trong tâm của vòng quay (Hu cùng các cộng sự năm 2000; McCollough và Zink năm 1999). Độ
bao phủ tổng cộng theo chiều dọc là 20mm đẳng tâm; do sự phóng đại về hình học, đầu dị thực
tế là khoảng gấp đôi chiều rộng. Để chọn các độ rộng lát khác nhau, một số hàng đầu dị có thể
được kết hợp một cách điện tử với số lượng nhỏ các lát cắt. Các độ rộng lát cắt dưới đây (được
đo đồng tâm) được thực hiện: 4×1.25mm, 4×2.5mm, 4×3.75mm và 4×5mm (nhìn hình 1.4, ở
trên, bên trái). Thiết kế đầu dò tương tự được sử dụng cho phiên bản 8 lát cắt của hệ thống này,
cung cấp độ rộng lát cắt được chuẩn trực 8×1.25mm và 8×2.5mm.

Một cách khác sử dụng thiết kế đầu dị mảng thích nghi, mà bao gồm các hàng đầu
dị với kích thước khác nhau theo chiều dọc. Các máy quét loại này, máy quét Philips
MX8000 4 lát cắt và máy quét Siemens Somatom Sensation 4, có 8 hàng đầu dị
(Klingenbeck- Regn cùng các cộng sự 1999). Độ rộng của chúng theo chiều dọc trong
khoảng từ 1mm đến 5mm (tại điểm đồng tâm) và cho phép các độ rộng lát cắt được chuẩn
trực như sau: 2×0.5 mm, 4×1 mm, 4×2.5mm, 4×5 mm, 2×8 mm and 2×10 mm (Xem hình
1.4, ở giữa, phía trên).

13

Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

Các hệ thống CT 16 lát nói chung đều sử dụng đầu dị mảng thích nghi. Một ví dụ
điển hình cho máy quét loại này, máy Siemens SOMATOM Sensation 16, sử dụng 24 hàng
đầu dò (Flohr cùng các cộng sự năm 2002a); xem Hình 1.4, ở trên bên phải. Bằng sự kết
hợp thích hợp của các tín hiệu của các hàng đầu dò, hoặc 16 lát cắt với độ rộng được chuẩn
trực 0.75-mm hoặc 1.5-mm có thể thu được một cách đồng thời. Máy quét GE Lightspeed
16 sử dụng cách thiết kế tương tự, mà cung cấp 16 lát cắt với độ rộng lát được chuẩn trực
hoặc 0.625mm hoặc 1.25mm. Một thiết kế khác nữa mà được thực hiện trong các máy quét
Toshiba Aquilion, cho phép việc sử dụng 16 lát với độ rộng lát chuẩn trực 0.5-mm, 1-mm
hoặc 2-mm, với tổng độ bao phủ 32mm ở đồng tâm.
Máy quét Siemens SOMATOM Sensation 64 có một đầu dị mảng thích nghi với 40
hàng đầu dò (Flohr cùng các cộng sự năm 2004). Hàng trung tâm 32 xác định độ rộng lát
chuẩn trực 0.6-mm tại điểm đồng tâm; bốn hàng ngoài (hàng bên ngoài 4) của cả hai bên
xác định độ rộng lát chuẩn trực 1.2mm (xem hình 1.4, ở dưới, bên trái). Tổng độ bao phủ
theo chiều dọc là 28.8mm. Sử dụng sự chuyển động có chu kì của điểm hội tụ theo hướng z
(z-flying focal spot), 64 lát cắt 0.6-mm chồng nhau được thu trong mỗi vịng quay. Ngồi
ra, 24 lát cắt với độ dày lát 1.2mm có thể được thu. Toshiba, Philips và GE sử dụng các đầu
dò mảng cố định trong các hệ thống 64 lát của họ. Máy qt Toshiba Aquilion có 64 hàng
đầu dị với độ rộng lát được chuẩn trục là 0.5mm. Tổng độ bao phủ theo trục z ở điểm đồng
tâm là 32mm. Cả máy quét GE VCT và Philips Brilliance 64 đều có 64 hàng đầu dò với độ
rộng lát được chuẩn trực là 0.625mm, cho phép đọc đồng thời 64 lát với tổng độ bao phủ là
40mm theo trục dọc (xem hình 1.4, ở dưới, bên phải).

14

Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2.4.

2016

TỐC ĐỘ DỮ LIỆU VÀ TRUYỀN DỮ LIỆU
Với việc số lượng các hàng đầu dò tăng lên và việc giảm thời gian quay của giàn
khung, các hệ thống truyền dữ liệu của các máy MDCT phải có thể xử lí tốc độ dữ liệu đáng
kể: hệ thống CT 4 lát với thời gian quay trịn 0.5-s tạo xấp xỉ 1.000×700×4×2bytes = 5.6MB
dữ liệu mỗi vòng quay, tương ứng với 11.2 MB/s; một máy quét CT 16 lát với thời gian
quay như vậy tạo thành 45MB/s, và một hệ thống CT 64 lát có thể lên đến 180-200MB/s.
Luồng dữ liệu này là một thánh thức trong việc truyền dữ liệu của hệ thống giàn khung và
trong xử lí dữ liệu thời gian thực theo sau là các hệ thống tái tạo ảnh. Trong các hệ thống CT
hiện đại, công nghệ truyền không tiếp xúc được sử dụng chung trong truyền dữ liệu, công
nghệ mà hoặc truyền laze hoặc truyền điện từ với một móc nối giữa một anten vịng trịn
truyền vịng quay và một anten nhận là cố định. Trong việc xây dựng lại ảnh, ảnh điện toán
được tái tạo lại ở tốc độ lên đến 40 ảnh/s trong một ma trận 512×512 sử dụng bộ xử lí dãy
số đặc biệt.

2.5.

CT HAI NGUỒN
Một hệ thống CT hai nguồn (DSCT) được giới thiệu gần đây được trang bị hai ống
tia X và hai đầu dò tương ứng (Flohr cùng các cộng sự 2006). Hai hệ thống thu được đặt
trên giàn khung quay với một góc lệch là 90°. Hình 1.5 cho thấy ngun lí. Sử dụng kĩ thuật
z-flying focal spot (điểm hội tụ chạy z) (Flohr cùng các cộng sự năm 2004, 2005a), mỗi đầu
dò yêu cầu 64 lát 0.6mm chồng nhau mỗi vòng quay. Thời gian quay vòng ngắn nhất của
giàn khung là 0.33s. Lợi ích quan trọng của DSCT trong việc quét tim là cải thiện được độ
phân giải thời gian. Trong một máy DSCT, việc quét một nửa sinogram trong hình học song

song là cần thiết trong tái tạo ảnh điện tim điều khiển có thể chia ra thành 2 quét một phần
tư các sinogram mà thu được đồng thời bởi 2 hệ thống thu trong giai đoạn tương đối giống
nhau của chu kì tim của bệnh nhân và ở cùng cấp độ giải phẫu do góc 90° giữa cả hai đầu
dò. Chi tiết về các kĩ thuật về tái tạo tim có thể được thấy ở Phần 1.3.3 trong chương này.
Với cách tiếp cận này, hằng số độ phân giải thời gian tương đương với ¼ của thời
gian quay của gian khung là đạt được ở vùng trung tâm của trường quét được xem. Với , độ
phân giải thời gian là = 83ms, không phụ thuộc vào tốc độ nhịp tim của bệnh nhân.
Các hệ thống DSCT cho thấy tính quan trọng trong các ứng dụng X quang nói chung.
Nếu cả các hệ thống thu được sử dụng đồng thời trong một xoắn ốc cơ bản hoặc chế độ thu
liên tục, lên đến 160kW năng lượng tia X có sẵn. Những năng lượng dự trữ này không chỉ
15


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

có lợi cho việc kiểm tra các bệnh nhân béo phì, những người có số lượng tăng lên nhanh
chóng ở các nước phương Tây, mà cịn duy trì được dịng photon tia X thích hợp trong các
giao thức chuẩn khi tốc độ bao phủ thể tích lớn là cần thiết. Thêm vào đó, cả các ống tia X
cỏ thể được vận hành ở các chế độ kV và mA khác nhau, cho phép việc thu dữ liệu năng
lượng hai nguồn. Trong khi CT hai nguồn đã được định giá vào 20 năm về trước (Kalender
cùng các cộng sự năm 1986; Vetter cùng các cộng sự năm 1986), những sự hạn chế trong
công nghệ của các máy quét CT này vào thời điểm đó đã ngăn cản sự phát triển của các
chương trình ứng dụng lâm sàng. Trong hệ thống DSCT, dữ liệu hai nguồn có thể được thu
gần như đồng thời với lần quét phụ thứ 2. Khả năng để vượt qua các vấn đề ghi dữ liệu cần
cung cấp các lợi ích thích hợp về lâm sàng. Việc sử dụng dữ liệu CT hai nguồn có thể thêm
thơng tin chức năng về ngun tắc để các thơng tin về hình thái dựa trên các hệ số suy giảm
tia X mà thường thu được trong một cuộc kiểm tra CT.

Hình 1.5.Tranh minh họa cho một hệ thống CT hai nguồn (DSCT) sử dụng hai ống tia X và hai
đầu dò tương ứng lệch nhau góc 90°. Một máy quét loại này cho độ phân giải thời gian tương
đương với một phần tư thời gian quay vịng của giàn khung, khơng phụ thuộc vào tốc độ nhịp
tim của bệnh nhân. Trong sự thực hiện kĩ thuật, một đầu dị (a) bao phủ tồn bộ trường quét của
phép chiếu với đường kính 50cm, trong khi đầu dò khác (b) bị thu hẹp nhỏ hơn tới trung tâm của
trường của phép chiếu.

Hình 1.6 cho thấy một ví dụ lâm sàng để minh họa cho việc thực hành lâm sàng của
DSCT trong việc quét ảnh tim cổng ECG

16


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

Hình 1.6. Nghiên cứu trường hợp minh họa cho sự thực hiện lâm sàng của CT hai nguồn
(DSCT) trong tạo ảnh điện tim cổng ECG. Các biểu diễn VRT của một nam bệnh nhân 59 tuổi
mà nghi ngờ hẹp RCA. Nhịp tim trung bình của bệnh nhân trong quá trình quét là 85 bpm. Trái:
Tái tạo tâm trương ở 65% chu kì tim. Phải: Kết thúc tái tạo tâm thu ở 28% chu kì tim. Trong cả
hai trường hợp động mạch vành đều được vẽ một cách rõ ràng với một số hoặc khơng có các giả
tạo về chuyển động.

17


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

3.

2016

CÁC KĨ THUẬT ĐO LƯỜNG

Hai chế độ thu dữ liệu chính của MDCT là quét quanh trục và quét xoắn ốc.
3.1.

QUÉT LIÊN TỤC CỦA MDCT
Việc sử dụng quét liên tục (quanh trục), thể tích quét được bảo phủ bởi các phương
pháp quét dọc trục tiếp theo trong kĩ thuật “step-and-shoot”. Ở giữa mỗi trục quét, bàn được
di chuyển tới vị trí z tiếp theo. Số lượng các ảnh thu được trong một lần quét trục tương ứng
với số lượng của các lát cát đầu dị hoạt động. Bằng việc thêm vào tín hiệu đầu dị của các
lát cắt tích cực trong việc tái tạo ảnh, số lượng của các ảnh mỗi lần quét có thể giảm nhiều
hơn và độ rộng lát của ảnh có thể được tăng. Một phép quét với sự chuẩn trực 4×1mm là
một ví dụ cung cấp hoặc 4 ảnh với độ rộng mỗi phần 1-mm, hai ảnh với độ rộng mỗi phần
2-mm hoặc một ảnh với độ rộng mỗi phần 4-mm. Các tùy chọn để thu được một phần rộng
hơn bằng tổng của một số phần mỏng hơn là có lợi cho những lần kiểm tra mà yêu cầu sự
chuẩn trực là nhỏ hẹp để tránh các phần giả tạo và để giảm nhiễu ảnh để phát hiện các chi
tiết tương phản thấp, chẳng hạn như việc kiểm tra hố sau của hộp sọ hoặc đốt sống cổ.
Với sự ra đời của máy MDCT, việc quét “step-and-shoot” quanh trục vẫn tiếp tục
được sử dụng trong chỉ một số các ứng dụng lâm sàng, chẳng hạn như quét đầu, quét phổi
độ phân giải cao, CT truyền dịch và các ứng dụng can thiệp. Mơ tả lí thuyết chi tiết đẻ dự
đoán hiệu suất của máy MDCT ở chế độ step-and-shoot (bước và chụp) đã được xác định
(Hsieh năm 2001).

18


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

3.2.

2016

QT XOẮN ỐC MDCT
Việc quét xoắn ốc đặc trưng bằng vòng quay giàn khung liên tục và việc thu dữ liệu liên
tục trong khi bàn bệnh nhân di chuyển ở tốc độ khơng đổi; xem Hình 1.7

Hình 1.7. Ngun lí của việc quét CT xoắn ốc: Bàn bệnh nhân được tịnh tiến liên tục trong khi
dữ liệu quét của nhiều vòng quay được thu lại. Quỹ đạo của ống tia X và đầu dò liên quan tới
bẹnh nhân là một đường xoắn ốc. Một phép nội suy của dữ liệu đo đạc được thu lại phải thực
hiện theo hướng z để ước tính một bộ dữ liệu hồn chỉnh tại vị trí ảnh mong muốn.

3.2.1. PITCH
Một thông số quan trọng để mô tả việc quét xoắn ốc là pitch p. Theo như thông số
kĩ thuật IEC (International Electrotechnical Commission - Ủy ban Kĩ thuật điện quốc tế,
năm 2000), p được cho bởi:
Định nghĩa này được giữ cho cả CT đơn nguồn cũng như MDCT. Nó cho thấy dù
việc thu dữ liệu xảy ra với các khoảng giãn cách (p>1) hay chồng nhau (p<1) theo chiều
dọc. Với việc chuẩn trực 4×1mm và tốc độ bàn 6mm/vịng quay, pitch là p = 6/(4×1) = 6/4 =
1.5. Với sự chuẩn trực 16×0.75mm và một bàn tốc độ 18mm/vịng quay, pitch là p = 18/
(16×0.75) = 18/12 = 1.5. Trong các ứng dụng X quang nói chung, các giá trị pitch hữu ích
lâm sàng trong khoảng từ 0.5 đến 2. Trong trường hợp đặc biệt quét điện tim cổng ECG, các
giá trị pitch rất thấp 0.2 đến 0.4 được áp dụng để đảm bảo sự không thiếu sót thể tích bao
phủ của tim trong mỗi pha của chu kì điện tim.
19


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

3.2.2. CHUẨN TRỰC VÀ ĐỘ RỘNG LÁT HIỆU QUẢ
Cả CT xoắn ốc đơn lát và đa lát đều cần một phép nội suy của tín hiêu đo đạc được
thu theo chiều dọc để đánh giá một bộ dữ liệu CT hoàn chỉnh tại mặt phẳng mong muốn
trong việc tái tạo. Là kết quả của phép nội phép nội suy này, những sự thay đổi đặc trưng
của lát từ hình thang, trong một số trường hợp hình dạng gần như hình trữ nhật nhận được
từ việc quét quanh trục tới một đường cong hình chng nhiều hơn; xem Hình 1.8. Độ phân
giải trục z khơng cịn được quyết định bởi chỉ độ rộng chùm tia được chuẩn trực S coll (như
trong việc quét quanh trục), mà bằng độ rộng chủa lát hiệu dụng s, mà được thiết lập trong
quá trình nội suy xoắn ốc. Thường thường, S được định nghĩa như là Độ rộng tối đa ở nửa
cực đại (FWHM) của đặc trưng độ nhạy lát (SSP). S coll lớn hơn có được trong độ rộng chùm
tia chuẩn trực Scoll được đưa ra thì độ phân giải theo chiều dọc càng giảm. Trong CT đơn lát,
S tăng cùng với sự tăng pitch (Hình 1.9). Đây là kết quả của việc tăng khoảng cách theo
chiều dọc của các phép chiếu đã sử dụng trong phép nội suy xoắn ốc. SSP không chỉ được
đặc trưng bởi FWHM của nó mà cịn bởi hình dạng tổng thể của nó: Một SSP mà có sự áp
dụng rộng rãi đằng sau những suy giảm về độ phân giải theo chiều dọc nhiều hơn một định
nghĩa tốt, gần với SSP chữ nhật, mặc dù cả hai đều có FWHM giống nhau và vì vậy có cùng
độ rộng lát hiệu dụng S. Trong một mô tả thêm nữa của những SSP xoắn ốc, Độ rộng đầy đủ
ở vị trí thứ 10 (FWTA) thường được xem như phần thêm vào.

Hình 1.8. Độ rộng lát hiệu dụng trong CT xoắn ốc: nét đặc trưng của lát chuẩn trực, mà là một
hình thang nói chung, được cho thấy bằng màu đỏ. Những đặc trưng độ nhạy lát (SSP) sau khi
nội suy xoắn ốc là hình chng; xem đường cong màu xanh trong hầu hết các cách tiếp cận đơn
lát được sử dụng phổ biến (180-LI) ở các giá trị pitch khác nhau. 180-LI dựa trên một cách
20


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

chiếu nội suy tuyến tính của dữ liệu trực tiếp và bổ sung. Trong CT xoắn ốc, độ phân giải trục z
là khơng cịn được quyết định bởi chỉ độ rộng lát chuẩn trực, mà bởi độ rộng lát hiệu dụng, mà
được định nghĩa như là Độ rộng đầy đủ và tối đa một nửa (FWHM) của SSP.

3.2.3. PHÉP NỘI SUY TUYẾN TÍNH VÀ PHÉP LỌC Z ĐA LÁT CẮT
Phép nội suy tuyến tính đa lát cắt được mơ tả bởi một phép nội suy tuyến tính cách
chiếu giữa hai tia trên cả hai cạnh của mặt phẳng ảnh để tạo thành một bộ dữ liệu CT tại vị
trí ảnh z mong muốn. Phép nội suy có thể được thực hiện giữa các lát có đầu dị giống nhau
ở những góc chiếu khác nhau (các vòng quay khác nhau) hoặc các lát khác đầu dị ở cùng
một góc chiếu. Nói chung, các máy quét dựa vào kĩ thuật này cung cấp các giá trị pitch
riêng biệt cho người dùng, chẳng hạn như 0.75 và 1.5 cho quét 4 lát (HU năm 1999) hoặc
0.5625, 0.9375, 1.375 và 1.75 cho quét 16 lát (Hsieh năm 2003). Người dùng phải nhận biết
được giá trị pitch phụ thuộc độ rộng lát hiệu dụng S. Với việc quét mà pitch thấp (p = 0.75
cho 4 lát và p = 0.5625 hoặc 0.9375 nếu sử dụng 16 lát) S ~S coll và cho một lát được chuẩn
trực 1.25mm dẫn đến độ rông lát hiệu dụng là 1.25mm. SSP hẹp được thu bằng phép nội suy
liên hợp tuy nhiên trả giá bằng việc tăng nhiễu ảnh (Hu cùng các cộng sự năm 1999; Hsieh
năm 2003). Với việc quét picth cao (p = 1.5 với 4 lát và p = 1.375 hoặc 1.75 với 16 lát),
S~1.27Scoll và lát cắt được chuẩn trực 1.25mm dẫn đến một lát có độ rộng hiệu dụng 1.51.6mm. Để thu được nhiễu ảnh giống như trong việc quét quanh trục với độ rộng lát chuẩn
trực giống nahu, 0.73-1.68 lần liều phụ thuộc vào pitch xoắn ốc yêu cầu, với liều thấp nhất
tại pitch cao nhất ( xem Hsieh 2003). Vì vậy, như một “take home point”, khi lựa chọn
phương thức quét cho từng ứng dụng cụ thể, việc quét ở pitch thấp tối ưu hóa chất lượng
ảnh và độ phân giải theo chiều dọc ở phép chuẩn trực được quy định, hơn nữa trả giá bằng
liều trên bệnh nhân tăng lên. Để giảm liều trên bệnh nhân, hoặc sử dụng mA giảm khi pitch
nhỏ hoặc nên chọn giá trị pitch tăng.
Trong một phép tái tạo xoắn ốc đa lát cắt lọc z (Taguchi và Aradate 1998; Schaller
cùng các cộng sự năm 2000), phép nội suy xoắn ốc cho mỗi góc chiếu khơng cịn bị giới hạn
đến hai tia gần nhất ở mặt phẳng ảnh.

21


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

Hình 1.9. Ở trên: FWHM của SSP như là một hàm của pitch với hai trường hợp nội suy xoắn ốc
đơn lát được sử dụng một cách phổ biến, nội suy tuyến tính 180°-LI) và nội suy tuyến tính 360°
(360-LI). Trong cả hai trường hợp, lát cắt mở rộng ra một cách đáng kể với việc tăng pitch như
là một kết quả của việc tăng khoảng cách của cùng phép nội suy. Ở dưới: MPRs của một ảo ảnh
xoắn ốc độ phân giải z được quét với phép chuẩn trực 2-mm (180-LI) cho thấy các cột 1.5mm và
2mm bị tăng độ nhòe nếu tăng pitch như là một hệ quả của việc tăng độ rộng hiệu dụng của lát.

Thay vào đó, tất cả các tia trực tiếp và phụ trong vùng có thể chọn từ mặt phẳng ảnh
xây dựng nên ảnh. Một ví dụ tương ứng cho cách lọc z là phép nội suy xoắn ốc thích nghi
(Schaller cùng các cộng sự năm 2000) đã thực hiện trong các máy CT Siemens. Một ví dụ
khác là thuật tốn MUSCOT (Taguchi và Aradate năm 1998) được sử dụng bởi hãng
Toshiba. Phép lọc z cho phép hệ thống cân bằng được độ phân giải theo trục z với nhiễu ảnh
(liên hệ trực tiếp với liều yêu cầu). Từ cùng các dữ liệu CT thô, các ảnh với độ rộng lát khác
nhau có thể được xây dựng lại. Chỉ các lát có độ rộng bằng hoặc lớn hơn phép chuẩn trực
chùm tổng cộng có thể được thu lại. Với phép nội suy xoắn ốc thích nghi độ rộng lát hiệu
dụng được giữ cố định với tất cả các giá trị pitch giữa 0.5 và 1.5 (Klingenbeck- Regn cùng
các cộng sự năm 1999, Schaller cùng các cộng sự năm 2000, Fuchs cùng các cộng sự năm
2000). Do đó, độ phân giải trục dọc là độc lập với pitch; xem hình 1.10. Như một hệ quả của
sự độc lập với pitch của độ rộng lát xoắn ốc, nhiều ảnh trong trường hợp giá trị mAs hiệu
dụng được cố định (mAs được chia ra bởi pitch p) là gần như độc lập với pitch. Với độ rộng
lát hiệu dụng 1.25mm được xây dựng từ phép chuẩn trực 4×1mm, 0.06-0.69 lần liều được
22

Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

u cầu để duy trì nhiễu ảnh của một phép quét quanh trục ở cùng phép chuẩn trực (Fuchs
cùng các cộng sự năm 2000). Liều chiếu trong trường hợp mAs hiệu dụng cố định là độc
lập với pitch và bằng liều phép chiếu quanh trục ở cùng một mAs. Vì vậy, như một “takehome point”, sử pitch cao không dẫn đến việc giảm liều, mà là một sự lưu ý quan trọng
trong thực tế với hệ thống CT dựa trên phép nội suy quanh trục thích nghi và quan niệm
mAs “hiệu dụng”.
Liên quan đến chất lượng ảnh, phép chuẩn trực nhỏ thích hợp hơn phép chuẩn trực
lớn, do việc loại bỏ tốt hơn các phần giả tạo và một SSP chữ nhất lớn hơn, mặc dù pitch bị
tăng tương đương với khối bao phủ. Tương tự như CT xoắn ốc đơn lát, việc qt với phép
chuẩn trực nhỏ là chìa khóa để giảm các yếu tố giả và cải thiện chất lượng ảnh. Việc loại bỏ
tốt nhất các yếu tố giả tạo xoắn ốc là được thực hiện bằng cách sử dụng cả phép chuẩn trực
nhỏ có quan hệ với độ rộng lát mong muốn và giảm pitch xoắn ốc.

Hình 1.10: Phép nội suy quanh trục thích nghi cho một hệ thống CT 4 lát cắt: SSP của lát là 2mm (với phép chuẩn trực 4×1mm) tại các giá trị pitch được chọn. Mẫu hàm của SSP, và do đó,
độ rộng lát hiệu dụng là độc lập với pitch. Như một hệ quả, MPRs của ảo ảnh độ phân giải z
xoắn ốc được quét với độ rộng lát 2-mm cho thấy sự chia rẽ rõ ràng của các trục 1.5mm và 2mm
với tất cả các giá trị pitch.

3.2.4. PHÉP CHIẾU LẠI 3D VÀ XÂY DỰNG MẶT PHẲNG ĐA THÍCH

NGHI(AMPR-Adaptive multiple Plane Reconstruction)
23


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

Với các máy CT 16 lát cắt và nhiều hơn nữa, việc tái tạo được thay đổi tiến gần với
việc tính tốn cho chùm tia hình nón của các tia đo phải được xem như là: phép đo các tia
trong MDCT bị làm nghiêng bởi cái gọi là góc hình nón với một mặt phẳng vng góc với
trục z. Góc hình nón là lớn nhất với các lát cắt ở cạnh ngoài của đầu dị, và nó tăng lên cùng
với việc tăng số lượng của các hàng đầu dò nếu độ rộng của chúng được giữ không đổi. Một
số nhà sản xuất (Toshiba, Philips) sử dụng phép tái tạo chiếu lại được lọc 3D (Felkamp cùng
các cộng sự năm 1984; Wang cùng các cộng sự năm 1993; Grass cùng các cộng sự năm
2000; Hein cùng các cộng sự năm 2003). Với cách tiếp cận này, các tia đo lường được chiếu
lại thành một khối 3D dọc theo phép đo, cách này tín tốn cho chùm tia hình nón. Các nhà
sản xuất khác sử dụng thuật toán tách việc tái tạo 3D thành một dãy của các phép dựng 2D
thường lệ trên các mặt phẳng ảnh trung gian được gắn tên. Một ví dụ tương ứng là Phép xây
dựng mặt phẳng đa thích nghi (AMPR) được dùng bởi Siemens (Schaller cùng các cộng sự
năm 2001a; Flohr cùng các cộng sự năm 2003a). Việc quét xoắn ốc đa lát cắt sử dụng
AMPR kết hợp với khái niệm mAs “hiệu dụng” được mô tả bởi các đặc tính chính tương tự
như phép nội suy quanh trục thích nghi. Vì vậy, tất cả những gợi ý liên quan tới việc lựa
chọn phép chuẩn trực và pitch mà được thảo luận áp dụng vào AMPR.
3.2.5. LẤY MẪU Z KÉP
Khái niệm lấu mẫu z kép trong việc quét xoắn ốc đa lát cắt nêu ra khả năng chuyển
động tuần hoàn của một điểm hội tụ theo hướng dọc để cải thiện việc lấy mẫu dữ liệu dọc
theo trục z (Flohr cùng các cộng sự năm 2004, 2005a). Bằng việc đổi hướng liên tục của các
điện tử chùm điện tử trong một ống tia X quay, điểm hội tụ bị thay đổi giữa hai vị trí trên
tấm anode. Độ lớn của chuyển động z tuần hoàn được điều chỉnh theo cách mà hai việc đọc
sau được thay đổi bằng một nửa độ rộng một lát được chuẩn trực theo hướng dọc theo bệnh
nhân (xem hình 1.11). Do đó, các tia đo lường của hai sự kiện đọc sau với độ rộng lát được
chuẩn trực Scoll xen kẽ nhau theo hướng z, và mỗi việc đọc hai M lát cắt được tổ hợp thành
một phép chiếu 2M lát với khoảng lấy mẫu là Scoll/2.
Trong máy Somatom Sensation 64 (Siemen, Forchheim, Germany) là một ví dụ của

một hệ thống MDCT dựa trên phép lấy mẫu z kép, việc đọc hai sau 32 lát được tổ hợp thành
một phép chiếu 64 lát với khoảng lấy mẫu 0.3mm tại cùng tâm. Như là một hệ quả, độ phân
giải không gian theo hướng dọc được tăng lên, và các đối tượng có đường kính nhỏ hơn

24


Bài dịch: Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1

2016

0.4mm có thể phân tích một cách đều đặn tại mọi giá trị pitch; xem hình 1.12. Một lợi ích
khác của lấy mẫu z kép là loại bỏ được các tín hiệu giả tại mọi giá trị pitch (Hình 1.13).

25