Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện toán

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

----

CƠNG NGHỆ CHẨN ĐỐN HÌNH
ẢNH
ĐỀ TÀI: TÌM HIỂU VỀ PHƯƠNG PHÁP CHỤP CẮT
LỚP ĐIỆN TOÁN
Giảng viên : TS. Nguyễn Thái Hà

Sinh viên thực hiện: Trần Hồng Giang
MSSV: 20131120
Lớp: ĐTTT 04 – K58

Hà Nội, tháng 01 năm 2017
MỤC LỤC


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn

Trang 2


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn

LỜI NĨI ĐẦU
Y học hiện đại chẩn đốn bệnh dựa vào các triệu chứng lâm sàng (chẩn đoán
lâm sàng) và các triệu chứng cận lâm sàng (chẩn đoán cận lâm sàng). Trong chẩn đốn
cận lâm sàng thì chẩn đốn dựa trên hình ảnh thu được từ các thiết bị, máy y tế (chẩn
đốn hình ảnh) ngày càng chiếm một vai trị quan trọng, nhất là ngày nay với sự trợ

giúp của các thiết bị, máy y tế hiện đại, công nghệ cao có các phần mềm tin học hỗ trợ
khiến cho hình ánh rõ nét và chính xác hơn.
Các phương pháp chẩn đốn hình ảnh rất phong phú, như chẩn đốn qua hình
ảnh X quang, hình ảnh siêu âm, siêu âm - Doppler màu, hình ảnh nội soi (mà thơng
dụng là nội soi tiêu hố và nội soi tiết niệu), hình ảnh chụp cộng hưởng từ hạt nhân
(Magnetic Resonance Imaging-mrl), hình ảnh chụp cắt lớp điện toán (Computed
Tomography Scanner- CT. Scanner),… Và trong báo cáo này, phương pháp được em
tìm hiểu là phương pháp chụp cắt lớp điện toán CT. Báo cáo này được dịch từ tiếng
Anh chương 11 sách “Diagnostic Radiology Physics” [1] từ trang 257 đến trang 284.
Trong quá trình tìm hiểu chủ đề này, em đã rất cố gắng để hồn thành tốt nhưng có
lẽ do vốn kiến thức còn hạn hẹp cũng như vốn tiếng Anh chuyên ngành cịn ít nên
khơng tránh khỏi những thiếu sót. Em rất mong sự đóng góp ý kiến, phê bình và
hướng dẫn của cơ để có thể có kiến thức tốt nhất về chủ đề này.
Cuối cùng em xin gửi lời cảm ơn chân thành nhất tới cô Nguyễn Thái Hà đã
hướng dẫn tận tình, giảng giải chi tiết giúp em có những kiến thức cơ bản để tìm hiểu
chủ đề này.
Em xin chân thành cảm ơn!

Trang 3


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn

CẮT LỚP ĐIỆN TOÁN
1. Giới thiệu chung
Sau khi được đưa vào lâm sàng năm 1971, cắt lớp điện toán (CT) phát triển từ
loại Xquang chỉ chụp hình ảnh trục ngang của não trong chụp Xquang thần kinh sang
hình ảnh 3D tồn bộ cơ thể và được ứng dụng rộng rãi trong ung thư, Xquang mạch,
trong các bệnh về tim, các chấn thương và Xquang can thiệp. CT được sử dụng để
chẩn đốn và theo dõi tình hình bệnh nhân, lập kế hoạch xạ trị, và thậm chí hiển thị rõ

ràng sự khác nhau giữa cơ quan bình thường và cơ quan mắc bệnh.
2. Nguyên lý cơ bản của CT
2.1. Chiếu tia X, suy hao và cách thức thu tia X
Quá trình để thu được hình ảnh CT liên quan đến đo lượng tia X truyền đến
bệnh nhân với rất nhiều góc chiếu khác nhau. Thơng tin từ mỗi góc chiếu thu được
thơng qua việc sử dụng một đầu dị (detector) hình quạt, tạo thành từ 800 đến 900 tấm
đầu dò nhỏ, được gọi là mảng đầu dò. Bằng phép quay ống tia X và mảng đầu dò xung
quanh bệnh nhân, ta có thể có được rất nhiều góc chiếu khác nhau. Việc sử dụng 10
hoặc thậm chí 100 đầu dị xếp thẳng hàng dọc theo trục của phép quay giúp ta thu
được thơng tin nhanh hơn (Hình 1). Thơng tin truyền đến đầu dị được sử dụng để tạo
lại hình ảnh CT, tạo ra ma trận các điểm ảnh (pixel).

Hình 1. Thu hình ảnh CT thơng qua việc truyền tia X qua bệnh nhân sử dụng một
mảng đầu dò (a), với phép quay ống tia X và đầu dò (b) và tịnh tiến đầu dò (c)
Trang 4


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
Các giá trị được đặt cho các điểm ảnh trong một hình ảnh CT phụ thuộc sự suy
hao của tia X sau khi đi qua các mơ, hoặc, nói một cách khoa học là phụ thuộc vào hệ
số suy hao tuyến tính μ (m-1). Hệ số suy hao tuyến tính phụ thuộc thành phần của
vật thể, mật độ của vật thể và năng lượng photon, tương ứng với định luật Beer:

I(x) = I0 e-µx

(11.1)

với I(x) là cường độ tia X sau khi suy hao, I0 là cường độ trước khi suy hao và x là
độ dày của vật thể. Chú ý rằng định luật Beer chỉ nói đến sự suy hao của tia sơ cấp
và khơng tính đến cường độ của bức xạ tán xạ phát sinh. Đối với chùm tia X đa

năng, định luật Beer tốt nhất nên áp dụng với tất cả năng lượng photon trong phổ
tia X. Tuy nhiên, trong phương pháp luận về chiếu ngược phát triển cho thuật tốn
tái xây dựng CT, điều này thường khơng được thực hiện, thay vào đó, thường là
một phương pháp thực tế được đưa ra mà ở đó định luật Beer có thể được áp dụng
bằng cách sử dụng một giá trị đại diện cho năng lượng photon trung bình của phổ
tia X. Phương pháp này gây ra sự thiếu chính xác trong việc tái tạo và dẫn đến
làm cứng chùm tia.
Khi một tia X được truyền qua bệnh nhân, các mơ khác nhau bị chiếu qua
có các hệ số suy hao tuyến tính khác nhau. Nếu khoảng cách đến bệnh nhân thay
đổi từ 0 đến d thì cường độ của chum tia X suy hao truyền đi một khoảng cách d
có thể được tính như sau:

I(d) = I0

(11.2)

Do một hình ảnh CT được tạo thành từ một ma trận điểm ảnh, bệnh nhân có
thể coi như được tạo nên từ một ma trận các ngun tố thể tích(voxel) có hệ số
suy hao tuyến tính khác nhau. Hình 2 cho ta thấy một ma trận 4 x 4 đơn giản đại
diện cho cách đo khi truyền theo một đường thẳng. Do yếu tố rời rạc, phương
trình cho sự suy hao có thể được tính như sau:

I(d) = I0

Trang 5

(11.3)


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn

Hình 2. Nguyên lý sự suy hao của chum tia X trong ma trận 4x4. Mỗi điểm trong
ma trận, về lý thuyết, có một giá trị hệ số suy hao tuyến tính khác nhau
Từ điều trên, có thể thấy rằng dữ liệu cơ bản cần cho CT là các cường độ
của chùm tia X bị suy hao và chưa bị suy hao, tương ứng là I(d) và I0, và chúng có
thể đo được. Sau đó, kĩ thuật tái xây dựng hình ảnh có thể được ứng dụng vào ma
trận của hệ số suy giảm tuyến tính, cái dùng để xây dựng nên hình ảnh CT.
2.2. Đơn vị Hounsfield (HU)
Trong hình ảnh CT, ma trận của hệ số suy hao tuyến tính đã tái tạo(µ material)
được biến đổi thành một ma trận tương ứng của đơn vị Hounsfield (HU material),
trong đó thang HU được tính liên quan đến hệ số suy hao tuyến tính của nước ở
nhiệt độ phịng (µwater):

HUmaterial =

(11.4)

Có thể nhận ra rằng HUwater = 0 (µmaterial = µwater), HUair = -1000 (µmaterial = 0) và
HU = 1 liên quan đến 0.1% của hệ số suy hao tuyến tính của nước. Bảng 1 đưa ra
các giá trị điển hình cho mô người. Từ định nghĩa của HU, với tất cả các mơi
trường trừ nước và khơng khí, sự thay đổi của giá trị HU xảy xa khi chúng được
xác định ở các ống điện áp khác nhau. Những môi trường khác nhau có mối quan
hệ phi tuyến giữa hệ số suy hao tuyến tính của chúng với của nước. Điều này rất
Trang 6


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
cần chú ý với các mơi trường mà chúng có một số lượng nguyên tử mang tính
biểu hiện cao, ví dụ như sự tương phản máu và xương.
BẢNG 1. CÁC GIÁ TRỊ HU ĐIỂN HÌNH VÀ DẢI GIÁ TRỊ ĐỐI VỚI CÁC MƠ

KHÁC NHAU VÀ CƠ QUAN CĨ CẤU TẠO KHÁC NHAU
Môi trường
HU
Xương đặc
+1000 (+300 đến +2500)
Gan
+60 (+50 đến +70)
Máu
+55 (+50 đến +60)
Thận
+30 (+20 đến +40)
Cơ
+25 (+10 đến +40)
Não, chất xám
+35 (+30 đến +40)
Não, chất trắng
+25 (+20 đến +30)
Nước
0
Chất béo
-90 (-100 đến -80)
Phổi
-750 (-950 đến -600)
Khơng khí
-1000
* Giá trị thực tế của HU phụ thuộc thành phần của mô và cơ quan, ống điện áp
và nhiệt độ
Độ sâu bit nhỏ, cái mà nên được đặt điểm ảnh là 12, cho phép tạo một
thang Hounsfield từ -1024 HU đến +3071 HU, do đó bao gồm hầu hết các mơ có
liên quan. Với độ sâu bit là 14, thang Hounsfield sẽ tăng lên +15359 HU, do đó

làm cho nó tương thích với các cơ quan có mật độ lớn và hệ số suy hao tuyến tính
cao.
Hình ảnh CT thường được hiển thị trên một màn hình sử dụng thang xám 8
bit do đó chỉ có 256 giá trị xám. Mỗi giá trị HU điểm ảnh sau đó phải đi qua một
ánh xạ tuyến tính đến một “cửa sổ” giá trị 8 bit. Độ rộng cửa sổ quy định dải của
HUs, cái mà được đại diện bởi các giá trị ánh xạ (thay đổi từ trắng đến đen) và
cấp độ cửa sổ quy định giá trị HU chính trong phạm vi độ rộng cửa sổ được chọn.
Tối ưu hiển thị các mô cần quan sát có thể đạt được bằng cách chọn độ rộng cửa
sổ và cấp độ cửa sổ một cách gần đúng nhất. Do đó, đối với các cơ quan khác
nhau như mơ mềm, phổi hoặc xương ta có thể quan sát bằng cách sử dụng cửa sổ
với độ rộng khác nhau và cấp độ khác nhau. Thang xám, được quy định bởi cấp

Trang 7


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
độ cửa sổ và độ rộng cửa sổ, phù hợp với cơng việc chẩn đốn và phụ thuộc vào
những u cầu lâm sang.
Trong thực tiễn lâm sàng, giá trị HU có thể thu được khơng đúng như mong
muốn. Ngun nhân có thể là do sự phụ thuộc của giá trị HU vào bộ lọc tái tạo,
kích thước của trường quan sát cần chụp CT (FOV), và vị trí trong FOV cần chụp.
Thêm vào đó, ảnh giả (artefact) cũng có thể ảnh hưởng đến độ chính xác của giá
trị HU. Khi thực hiện trong lâm sàng, giá trị HU nên được chọn từ trước, mặc dù
đối với cùng một máy, giá trị HU của cùng một mơ có thể thay đổi theo thời gian.
Trong nghiên cứu đa tâm (multicentre) mà có liên quan đến máy chụp CT, có thể
có những sự thay đổi quan trọng trong quan sát giá trị HU. Vì thế, định lượng ảnh
trong CT đòi hỏi sự chú ý đặc biệt và thường thêm vào hiệu chỉnh trong chụp CT.
3. Hệ thống tạo ảnh CT
3.1. Lịch sử và hệ thống hiện nay
Sau nghiên cứu tiền lâm sàng và phát triển trong suốt những năm đầu thập

niên 1970, CT đã phát triển nhanh chóng như một phương thức tạo ảnh quan trọng
trong Xquang chẩn đốn (Bảng 2). Hầu hết cơng nghệ Ct hiện đại đang được sử
dụng trong thực tế lâm sàng ngày nay đều được phát triển từ cuối năm 1983
(Hình 3). Sự phát triển của chụp CT đa dãy (MDCT) và chụp CT đa nguồn
(multisource) đã được mô tả trong một nghiên cứu của Mỹ từ năm 1980. Trong đó
bài nghiên cứu mơ tả cái tác giả gọi là “máy chụp X quang cắt lớp đa năng tốc độ
cao”. Trong công nghệ đã được công nhận của CT xoắn ốc, bài nghiên cứu ghi
rằng “thiết bị xoắn ốc đang quét sẽ chịu ảnh hưởng bởi sự chuyển động liên tục
của giường nằm”. Xoắn ốc là quá trình quay liên tục của nguồn Xquang quanh
bệnh nhân.

Trang 8


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn

Hình 3. Hình ảnh của CT đa nguồn và MDCT đang quét (trái) và của CT xoắn ốc
(phải)
Bằng việc thực hiện Dynamic Spatial Reconstructor vào năm 1980 ở Mayo
Clinic, Mỹ, các nhà khoa học đã có thể xây dựng được CT thể tích với một máy
qt có thể tạo ảnh ngun khối trong thời gian chưa đến một giây. Máy quét này
sử dụng 14 ống X quang và 14 bộ khuếch đại hình ảnh, có phạm vi và độ phân
giải tốt, thậm chí đo ngược với tiêu chuẩn dịng.
Hiện tại, hầu hết máy quét đều là máy quét MDCT xoắn ốc, nhưng cơng
nghệ của nguồn kép và CT thể tích đã được triển khai trên diện rộng.
3.2. Giàn quay và giường nằm
Giàn quay bao gồm tất cả các thành phần hệ thống cần thiết để ghi các
profile truyền của bệnh nhân. Vì các profile truyền phải được ghi lại ở các góc
khác nhau nên các thành phần này được đặt trên giàn quay để có thể quay được.
Ống Xquang được cấp điện áp cao và hệ thống làm mát ống, bộ chuẩn trực, bộ lọc

chùm tia, đầu dị hình quạt và hệ thống thu dữ liệu, tất cả đều được đặt trên giàn
quay. Công nghệ của các thành phần này rất phức tạp, vì chúng rất cần để có thể
chịu được lực ly tâm lớn trong suốt quá trình quay với tốc độ rất lớn của giàn
quay.
Năng lượng thường được cung cấp cho quá trình quay của giàn quay là từ
các vòng trượt. Dữ liệu chiếu đã ghi lại thường được truyền từ giàn quay đến một
máy tính bởi cơng nghệ giao tiếp không dây.

Trang 9


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
Thiết kế và kĩ thuật của giường nằm, cũng như giàn quay, rất quan trọng để
thu nhận chính xác dữ liệu khi quay ở tốc độ cao. Giường nằm cũng phải có thể
chịu được khối lượng lớn mà khơng bị biến dạng. Tư thế của bệnh nhân trên
giường nằm có thể nằm theo hai chiều, đầu hoặc chân đều có thể ở đầu giường, có
thể nằm ngửa hoặc nằm sấp; tư thế này sẽ được ghi lại trong dữ liệu chụp CT.
BẢNG 2. TỔNG QUAN VỀ CÁC LOẠI KHÁC NHAU CỦA CƠNG NGHỆ CT
Cơng nghệ CT

Hình dạng đầu Hình
dạng
dị
FOV
Máy CT lâm Một đầu dị
Chùm tia dạng
sàng đầu tiên,
bút chì, ống tia
1974
X chuyển động

tịnh tiến theo
những
bước
nhỏ rời rạc
Máy CT theo Một mảng đầu Chùm tia hình
trục
dị ngang gồm quạt, phạm vi
khoảng
100 FOV lớn
đầu dị

Góc quay

Máy CT xoắn Như trên
ốc

Như trên

Máy
MDCT Các hàng đa
xoắn ốc, 1998 đầu dị, ví dụ
4-64 kênh hoạt
động
Máy
MDCT Hai đầu dị với
xoắn ốc, nguồn các hàng đa
kép
đầu dị, ví dụ
32-64
kênh

hoạt động
Máy CT thể Các hàng đa
tích, 2007
đầu dị, thường
lên đến 320
kênh hoạt động

Như trên

Ống tia X và
đầu dò quay
nhiều vịng và
liên tục
Như trên

Hai chùm tia
hình quạt, với
ít nhất 1 chùm
tia có phạm vi
FOV lớn
Chùm tia hình
nón, bao trùm
tất cả vùng
FOV

Trang 10

Chuyển động
giường nằm
Ống tia X và Giường

nằm
đầu dò quay tịnh tiến với
với các góc bước nhỏ và
nhỏ và rời rạc
rời rạc
Ống tia X và Như trên
đầu dị quay
góc 3600
Giường
nằm
tịnh tiến liên
tục
Như trên

Hai ống X Như trên
quang và hai
đầu dò quay
liên tục
Ống X quang Phạm vi (ví dụ
và đầu dị quay 160mm)
của
liên tục
dãy theo chiều
dọc phụ thuộc
chùm tia hình
nón


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
3.3. Ống X quang và nguồn cấp

Do CT yêu cầu lượng tia X lớn nên ống X quang sử dụng a-nốt tungsten để
chịu được nhiệt độ cao. Do cả quá trình là liên tục nên cần có hệ thống làm mát
bằng dầu hoặc nước để tỏa nhiệt ra bên ngoài.
3.4. Chuẩn trực và lọc
Chùm tia X nên được chuẩn trực để có được kích thước mong muốn. Độ
rộng chùm tia theo trục dọc thường là nhỏ, do đó, chùm tia X đã được chuẩn trực
thường được coi như là chùm tia hình quạt. Trong mặt phẳng vng góc với
chuyển động của giường nằm, còn được gọi là x-y, chùm tia được định hình để
giảm thiểu dải động của tín hiệu, cái được thu bởi các đầu dò. Các bộ lọc tia định
hình được sử dụng để thu được độ dốc mong muốn, một trong số các bộ lọc đi
theo chùm tia X trong suốt q trình thu.
3.5. Đầu dị
Các đặc tính vật lý cần thiết của đầu dò CT là khả năng thu tốt và đáp ứng
nhanh với ánh sang dư. Hiện nay, CT sử dụng đầu dị rắn, vì chúng có hiệu suất
thu gần bằng 100% với áp suất cao, buồng xenon ion hóa mật độ cao đã được sử
dụng trước đây và có hiệu suất thu khoảng 70%. Các đầu dò rắn thường là chất
nhấp nháy (scintillator) , nghĩa là tia X tương tác với đầu dò tạo ra ánh sáng. Ánh
sáng này được chuyển thành tín hiệu điện, bởi diode quang, cái mà được gắn đắng
sau chất nhấp nháy, mà cần phải có độ trong suốt tốt để tối ưu hóa việc thu tín
hiệu. Điển hình, một lưới ngăn tán xạ được gắn trước đầu dò, bao gồm những
mảnh nhỏ của vật liệu suy hao cao ( ví dụ như tungsten) liên kết dọc theo trục (z)
của máy CT, tạo thành một lưới ngăn tán xạ I-D.
Một mảng đầu dị bao gồm hàng nghìn đầu dị được phân cách bởi các vách
thiết kế để ngăn ánh sáng tạo bởi một đầu dị khơng bị chèn vào đầu dị cạnh nó.
Các vách và dải của lưới ngăn tán xạ nên được làm nhỏ nhất có thể bởi chúng
giảm thiểu vùng ảnh hưởng của đầu dị và do đó làm giảm việc thu tia X. Hình 4
cho thấy các module đầu dò cho một máy CT 4, 16, 64, và 320 lát. Đầu dị CT
hồn thiện được tạo thành bởi các module đầu dò gắn liên tiếp nhau dọc theo một
vòng cung.
Trang 11

Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn

Hình 4. Các module đầu dò của máy CT 4, 16, 64, 320 lát (trái). Đầu dị Ct hồn
thiện được tạo bởi các module đầu dò (phải) (Toshiba Medical Systems)
Các đầu dò CT được uốn cong trong hệ trục x-y và kéo dài dọc theo truc
(z). Trong khi hầu hết đầu dị được sử dụng để thu thơng tin dữ liệu truyền đến
( thông qua cường độ bị suy hao I(d)), đầu dị ở bên ngồi FOV lại được sử dụng
để đo cường độ không suy hao của chùm tia X (I(0)). Do đó, tỉ lệ I(d)/I(0) từ cơng
thức (11.2) có thể được tính tốn dễ dàng.
Kích cỡ nhỏ nhất của một bộ phận (d) trong cơ thể bệnh nhân có thể được
xử lý trong hình ảnh được tái tạo phụ thuộc vào số lượng và kích thước của đầu
dị dọc theo mảng đầu dị vịng cung, kích cỡ của đầu dị dọc theo trục z, số góc
chiếu được sử dụng trong q trình thu dữ liệu, và kích cỡ tiêu điểm của ống tia
X. Số lượng đầu dò nhỏ nhất trong một mảng đầu dò vòng cung bao phủ một FOV
đặc trưng nên là khoảng 2FOV/d, để chụp bộ phận, d, trong hình ảnh được tái tạo.
Để có được độ phân giải khơng gian 1mm trong hình ảnh được tái tạo của FOV
400mm cần có khoảng 800 đầu dị. Độ phân giải khơng gian có thể được nâng cao
cho việc thu nhận dữ liệu với góc quay 3600 bằng cách thay đổi vị trí sắp xếp hình
học các đầu dị. Bằng cách dịch đầu dị một khoảng bằng ¼ kích cỡ của chúng, về
mặt lí thuyết ta có thể có độ phân giải không gian tốt hơn gấp 2 lần. Do đó, dịch
đầu dị ¼ được sử dụng trong máy CT. Theo như kinh nghiệm, số lượng góc chụp
cần thiết có thể xấp xỉ số lượng đầu dị u cầu. Với các mảng đầu dò hiện nay
gồm 800-1000 đầu dò, bao phủ FOV 400mm, có thể thu được độ phân giải khơng
gian hơn 1mm.
Hình 5 cho thấy cách khơng gian quét máy MDCT được tăng lên khi có
nhiều mảng đầu dò hoạt động hơn. Sự thu nhận đặc trưng với một mảng đầu dò
đơn bao phủ 5mm. Máy CT với 4 mảng đầu dị hoạt động giúp có được sự cải
Trang 12

Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
thiện quan trọng về độ phân giải theo chiều dọc. Ví dụ, bằng cách sử dụng 4 mảng
đầu dò hoạt động trong một vùng thu nhận 4 x 1 mm, độ phân giải khơng gian
chiều dọc có chất lượng tốt hơn, từ 5mm thành 1.25mm.

Hình 5. Khơng gian qt của máy MDCT tăng dần khi tăng số mảng đầu dò hoạt
động
Trong lâm sàng, máy CT với bốn mảng đầu dò hoạt động phần lớn đã được
sử dụng để nâng cao độ phân dải theo chiều dọc, cho ta thu được hình ảnh 3-D
của phần được chụp. Máy CT với bốn mảng đầu dị hoạt động cũng có thể được
sử dụng để nâng cao độ bao phủ theo chiều dọc, ví dụ, bằng cách chọn độ bao phủ
4 x 2 = 8mm, hoặc thậm chí 4 x 4 = 16 mm. Độ bao phủ theo chiều dọc đã được
nâng cao sẽ giúp thời gian chụp ngắn hơn nhưng khơng có tác dụng nâng cao độ
phân giải theo chiều dọc. Máy CT với 16 hoặc 64 mảng đầu dò hoạt động cho
phép thu nhận, ví dụ, các cấu hình 16 x 0.5 = 8mm và 64 x 0.5 = 32mm. Những
máy chụp này cung cấp độ phân giải không gian theo chiều dọc tốt, hình ảnh tái
tạo 3-D chất lượng cao, ở cùng một thời điểm, giảm thiểu thời gian chụp. Máy
MDCT với 64 mảng đầu dị hoạt động trở lên khơng bao phủ toàn bộ các cơ quan,
và chỉ bao phủ vùng đã qui định, quá trình quét thường là sự thu nhận xoắn ốc với
phép quay nhiều lần. Với máy CT 320 mảng đầu dò, một lần quay cho phép dộ
bao phủ 160mm, đủ để bao phủ các cơ quan như não hoặc tim chỉ trong một lần
quay.
Trang 13


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
4. Tái tạo ảnh và xử lý
4.1. Các khái niệm chung

Để tái tạo một hình ảnh CT cần có nhiều phép đo sự truyền tia X thông qua
bệnh nhân. Lý thuyết này là cơ sở để tái tạo hình ảnh CT. Trước khi tái tạo hình
ảnh, ta sử dụng thuật tốn logarit cho các dữ liệu đã đo. Thuật toán logarit của
thông tin truyền (đảo) được đo, ln(I0/I(d)), tạo ra mối quan hệ tuyến tính với µΔx (
cồng thức (11.2, 11.3)).
Theo kinh nghiệm, phương pháp chiếu lại cho thông tin truyền đo được có
thể được sử dụng để tái tạo ảnh. Q trình này được minh họa như hình 6, trong
đó (a) là tia X chiếu ở một góc nhất định tạo ra thông tin truyền (b). Chiếu lại của
thông tin này chia ra tín hiệu đã đo cùng trên một diện tích với góc giống nhau
như phép chiều (c). Chiếu lại các thơng tin truyền từ tất cả các góc chiếu giúp dễ
dàng tạo ra hình ảnh khơng rõ nét (d). Sự tái tạo chính xác hơn có thể đạt được
bằng cách lọc thông tin trước khi chiếu lại. Đây là phương pháp chiếu lại có lọc,
cái được nói đến trong những phần dưới đây, và là kĩ thuật tiêu chuẩn sử dụng cho
tái tạo ảnh trong CT.

Hình 6. Phương pháp chiếu lại cơ bản tạo ra hình ảnh khơng rõ nét. Các đường
nét của ngực và phổi vẫn có thể phân biệt trên hình
4.2. Khơng gian đối tượng, khơng gian hình ảnh và khơng gian Radon
Để hiểu kĩ thuật của chiếu lại có lọc tốt hơn, trước tiên cần phải nói đến ba
lĩnh vực liên quan đến nhau: (i) khơng gian đối tượng (giá trị suy hao tuyến tính),
(ii) không gian Radon (giá trị chiếu, lĩnh vực này cũng được coi như là khơng
gian sinogram, trong trường hợp đó tọa độ Đề-Các được sử dụng) và (iii) không
giang Fourier, được bắt nguồn từ không gian đối tượng 2-D (FT).
Trang 14


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn

Hình 7. Phép chiếu (b) ghi lại bởi máy CT cho (a); góc chiếu đặc biệt tương ứng với
một đường trong không gian Radon (c) và 1-D FT của đường được ghi lại trong

sinogram tạo ra một đường trong không gian Fourier (d) ở cùng một góc
Hình 7 minh họa mối quan hệ giữa 3 lĩnh vực cho một góc chiếu với chiếu
truyền (b) ở một góc chiếu đặc biệt; sự chiếu này tương ứng với một đường trong
không gian Radon (c). 1-D FT của đường được ghi lại trong sinogram tạo ra một
đường cong trong không gian Fourier (d) (như phần 4.3).
Các mối quan hệ giữa 3 lĩnh vực, không gian đối tượng. không gian Radon và
không gian Fourier, được minh họa trong hình 8. Biến đổi Radon 2 –D chuyển không
gian đối tượng sang không gian Radon. Không gian Radon 2-D được tạo ra trong suốt
quá trình chụp CT, phép chiếu được ghi lại và lưu trữ như dữ liệu thơ trong khơng
gian Radon 2-D.
Được nói đến ở phần tiếp theo, sự kết hợp của 1-D FTs của thông tin truyền ở
nhiều góc cho phép tạo khơng gian Fourier của khơng gian đối tượng. Bằng kinh
nghiệm có thể hy vọng rằng 2-D FT đảo của không gian Fourier sẽ được sử dụng
trong CT để tái tạo không gian đối tượng. Tuy nhiên, điều này không tạo ra kết quả tốt
nhất, vì sự buộc lại của Fourier đã biến đổi phép chiếu, và phép nội suy có liên quan
rất cần thiết để có được khơng gian Fourier trong tọa độ Đề-Các, rất dễ để bao hàm
các ảnh giả trong hình ảnh tái tạo (điều này sẽ được giải thích rõ hơn trong phần tiếp
theo). Công nghệ tốt hơn cho tái tạo ảnh CT là sử dụng chiếu lại có lọc.
4.3. Chiếu lại có lọc và các phương pháp tái tạo khác
Phép tốn cần có trong chiếu lại có lọc bao gồm 4 bước, được xây dựng trong
các phần ở dưới đây. Đầu tiên, FT của không gian Radon nên được sử dụng ( yêu cầu
nhiều 1-D FT). Sau đó, một bộ lọc thông cao nên được áp dụng cho từng 1-D FT. Tiếp
Trang 15


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
theo, FT đảo nên được áp dụng cho FT đã qua bộ lọc thông cao, để thu được không
gian Radon với định dạng chiếu đã được điều chỉnh. Cuối cùng, phép chiếu lại của
định dạng đã lọc tạo ra hình ảnh tái tạo của đối tượng. Hình 9 minh họa điều này, cho
ta thấy chiếu lại có lọc thành cơng ở các góc khác nhau có thể được sử dụng để thu

được hình ảnh tái tạo chất lượng cao của khơng gian đối tượng. Cần chú ý rằng bước
lọc áp dụng cho khơng gian Fourier có thể được thay thế bằng một phép chập trực tiếp
các định dạng trong không gian Radon với một hạt nhân thích hợp.

Hình 8. Mối quan hệ giữa 3 không gian, không gian đối tượng, không gian Radon và
không gian Fourier. Chú ý rằng nhiều FT 1-D của nhiều đường trong không gian
Radon cho phép tạo ra không gian Fourier 2-D (số lượng biến đổi 1-D bằng số định
dạng)

Trang 16


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn

Hình 9. Chiếu lại có lọc thành cơng có thể được sử dụng để thu được hình ảnh tái tạo
tốt của khơng gian đối tượng. Hình ảnh được kết hợp với, tương ứng, 1, 2, 4, 8, 16,
32, 64, 256, 1024 chiếu lại có lọc ở các góc khác nhau
Khơng gian hình ảnh thường được đại diện bằng một lưới điện. Khơng gian
hình ảnh 2-D được định nghĩa như hàm f(x,y), với (x,y) là tọa độ Đề-Các.Phép chiếu
đơn 1-D cỉa không gian hình ảnh 2-D với các tia cách đều và song song tạo ra một
đường trong không gian Radon, thể hiện qua phép chiếu p(t, θ), với t là khoảng cách
từ tia X được chiếu đến tâm và θ là góc chiều (Hình 10). Định lý lát trung tâm cũng
được coi như định lý lát Fourier, chỉ ra rằng FT của một phép chiếu song song của
khơng gian hình ảnh với góc chiếu θ tạo ra một đường trong khơng gian Fourier 2-D,
F(u,v) được tạo góc với cùng một góc θ ( không gian Fourier 2-D đôi lúc cũng coi như
khơng gian k).
Điều này có thể được chứng minh như dưới đây. Ở góc chiếu θ = 0, phép chiếu
p(x, 0) và đường tương ứng trong không gian Radon được biểu diễn:
p(x, 0) =

(11.5)

1-D FT liên quan với x, của phép chiếu p(x, 0) ở góc chiếu θ = 0 được tính:
Trang 17


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
P(u) = =

(11.6)

Hình 10. Một số mặt hình học của thơng tin truyền. Hệ tọa độ Đề-Các (x,y) áp dụng
vào không giang hình ảnh, f. Tọa độ áp dụng cho phép chiếu, p, là t, khoảng cách từ
tia X được chiếu đến tâm, và θ, là góc chiếu.
Và 2-D FT F(u, v) của khơng gian hình ảnh 2-D f(x, y) tại v = 0 là:
F(u, v)|v=0 = v=0 =
(11.7)
Do đó rất rõ ràng rằng 1-D FT liên quan với x ở góc chiếu θ = 0 thì bằng với 2D FT F(u, v) của khơng gian hình ảnh 2-D f(x, y) tại v = 0;
P(u) = F(u, v)|v=0

(11.8)

Kết quả này có thể được sử dụng tổng quát cho các góc chiếu θ khác và do đó
nó chứng minh cho định lý lát trung tâm. Do đó ít nhất là về lý thuyết, sự tái tạo có thể
thu được đầu tiên bằng sự tái tạo của không gian Fourier 2-D F(u, v) bởi nhiều FT 1-D
Trang 18


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
của định dạng chiếu đo được dưới nhiều góc chiếu khác nhau, và sau đó bằng phép FT

đảo 2-D của khơng gian Fourier 2-D đến khơng gian hình ảnh 2-D. Mẫu của không
gian Fourier 2-D từ các phép FT 1-D của phép chiếu tạo ra một không gian Fourier 2D trong tọa độ cực thông thường. Trước khi thực hiện FT đảo 2-D với khơng gian
hình ảnh, các điểm phân bố đều trong khơng gian Fourier 2-D có cực phải bị biến đổi
thành các điểm phân bố có quy tắc trong một không gian Fourier 2-D Đề-Các. Sự biến
đổi từ một hệ tọa độ cực sang hệ tọa độ Đề-Các có thể dẫn đến các ảnh giả trong hình
ảnh tái tạo, do thực tế rằng mẫu của không gian Fourier 2-D là đặc hơn khi gần nguồn
(các tần số thấp), và thưa hơn khi xa nguồn (Hình 11).

Hình 11. Chụp CT tạo ra một cách lấy mẫu phân bố đều trong tọa độ cực của không
gian Fourier 2-D. Sự biến đổi sang mẫu phân bố đều trong tọa độ Đề-Các là phức
tạp, đặc biệt là ở các tần số cao hơn (xa nguồn hơn)
Sự tái tạo chính xác và thực tế hơn có thể thu được với phương pháp chiếu lại
có lọc. Chiếu lại có lọc cũng bắt đầu với các phép FT 1-D của khơng gian hình ảnh, do
đó tạo không gian Fourier đáp ứng, nhưng sự lấy mẫu của không gian Fourier 2-D
F(u, v) được thể hiện trên một lưới cực sử dụng biến đổi tọa độ:
Trang 19


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
u = ωcosθ, v = ωsinθ

(11.9)

Sự tái tạo ảnh bằng phương pháp chiếu lại có lọc sau đó được thể hiện:
f(x, y) =

(11.10)

với P(ω, θ) là FT 1-D của phép chiếu 1-D ở góc chiếu θ và |ω| là bộ lọc dốc trong dải
tần số.

Trong thực hành, các bộ lọc khác có thể được sử dụng trong tái tạo, phụ thuộc
đặc điểm hình ảnh theo nhu cầu. Bộ lọc trong chiếu lại có lọc theo lý thuyết tạo ra một
sự tái tạo tối ưu và được gọi là bộ lọc Ramachandran-Lakshminarayanan, cũng được
gọi là Ram-Lak hay bộ lọc dốc. Nó cung cấp độ phân giải không gian tối ưu trong ảnh
tái tạo. Tuy nhiên nó cũng tạo ra tương đối nhiều các cấp độ nhiễu trong các ảnh tái
tạo. Theo lý thuyết bộ lọc “tối ưu” trong thực tiễn lâm sàng được coi như một bộ lọc
nhọn hoặc bộ lọc xương. Thường thường, các bộ lọc được sử dụng để giảm thiểu cấp
độ nhiễu trong hình ảnh tái tạo; các bộ lọc này cung cấp roll-off ở các tần số cao hơn.
Một roll-off bình thường là bộ lọc Shepp-Logan, cung cấp ảnh ít nhiễu hơn và
độ phân giải tương phản thấp tốt hơn và độ phân giải không gian hơi kém hơi trong
hình ảnh tái tạo; các bộ lọc này được coi như bộ lọc thông thường. Mặc dù roll-off
mạnh hơn ở tần số cao hơn làm giảm nhiễu tốt hơn, độ phân giải tương phản thấp tốt
hơn nhưng độ phân giảm không gian không tốt. Bộ lọc như vậy trong ứng dụng thực
tiễn được coi như là bộ lọc mô mềm. Các máy CT có nhiều bộ lọc tái tạo tối ưu để cho
các mục đích lâm sàng cụ thể. Có thể tái tạo một máy CT đơn với các bộ lọc tái tạo
khác nhau, để tối ưu quan sát, ví dụ, cả xương và mơ mềm.
Các kĩ thuật tái tạo khác như đại số hay tái tạo lặp cũng được sử dụng trong CT.
Tái tạo đại số có thể hữu dụng tuy nhiên tái tạo đại số thông qua giải phương trình là
khơng khả thi trong thực tiễn lâm sàng, với các ma trận 512 x 512 được sử dụng trong
tạo ảnh y tế và dẫn đến mâu thuẫn trong các phương trình từ lỗi đo và nhiễu.
Tái tạo lặp (thống kê) hiện nay cũng được sử dụng trong CT. Tái tạo lặp được
biết đến rộng rãi trong tạo ảnh y tế, kể từ khi nó thường xuyên được sử dụng trong y
học hạt nhân. Kỹ thuật lặp tạo ra các tác dụng tiềm năng trong CT, bao gồm loại bỏ
Trang 20


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
các đường ảnh giả (đặc biệt là khi góc chiếu ít được sử dụng), và hiển thị tốt hơn với
liều CT thấp. Tuy nhiên, hình ảnh tái tạo bằng phương pháp tái tạo lặp có thể bị ảnh
hưởng bởi các ảnh giả, cái mà khơng có trong phương pháp chiếu lại có lọc, ví dụ như

mẫu răng cưa hay phần thừa trong vùng của quá trình chuyển đổi độ sắc nét. Thuật
toán tái tạo lặp đang dần phổ biến trong các máy CT thương mại và có thể cung cấp
ảnh ít nhiễu.
5. Sự thu nhận
5.1.Máy Xquang chiếu quét
Quét liên tục thu nhận ảnh CT thường được đi qua Xquang chiếu quét 2-D
(SPR) – cũng được nhà sản xuất gọi là scoutview, topogram hay scanogram. Ta có
SPR khi sử dụng một ống tia X cố định, một chùm tia hình quạt đã chuẩn trực kĩ
lưỡng và một giường nằm di động. Ống tia X, thơng thường, được lắp tại vị trí mà ở
đó tạo ra SPR trán hoặc SPR hơng của bệnh nhân. Cần có một trong hai hoặc cả hai
SPR trước khi chụp CT. Vị trí bắt đầu cho SPR được xác định bởi người chụp trọng
suốt quá trình di chuyển của bệnh nhân trên giường nằm trước khi chụp CT. Điều này
có thể có được với sự trợ giúp của đèn laze định vị, cái được gắn ngầm và bên ngoài
giàn quay. Bên ngoài của SPR thường được xác đinh trước cho giao thức thu nhận CT
đặc trưng và có thể phù hợp với các bệnh nhân đặc biệt. SPR được thực hiện tại ống
điện áp trung gian (120 kV) và tại ống dòng điện thấp (50-100 mA). Sự phơi sáng bức
xạ liên kết cho bệnh nhân được so sánh với phơi sáng bức xạ từ chụp CT. Chất lượng
ảnh, đặc biệt là độ phân giải không gian, của các SPR được so sánh với chúng khi
chiếu Xquang lâm sàng.
SPR được sử dụng để lên kế hoạch bắt đầu và kết thúc vị trí của sự liên tiếp thu
nhận CT (Hình 12). Hệ thống tự động điều khiển chụp cho thơng tin từ CT trên q
trình truyền tia X thơng qua bệnh nhân từ SPR và, dựa trên thông tin này, dịng ống tối
ưu là một hàm của vị trí theo chiều dọc của ống tia X liên quan đến bệnh nhân được
tính tốn, được gọi là trục z sự biến điệu dịng ống.
Hình 13 cho thấy sự phù hợp của dòng ống (mAs) bởi AEC tại bốn mức trong
suốt q trình chụp CT xoắn ốc. Dịng ống tăng khi sự suy hao tia X cao và giảm khi
Trang 21


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn

sự suy hao tia X thấp. AEC trong chụp CT cũng có thể bù đắp cho sự khác nhau trong
suy hao tại những góc chiếu khác nhau. Điều này được coi như trục x-y sự biến điệu
5.2. Chụp CT theo trục
Chụp CT theo trục liên quan đến sự thu nhận định dạng truyền với ống tia X
quay và giường nằm cố định. Sự thu nhận theo trục thường được biểu diễn với góc
quay 3600 của ống tia X, nhưng thời gian giải quyết điều này có thể được giảm thiểu
với góc nhỏ hơn “ 1800 + góc chùm tia”. Góc quay có thể được mở rộng, ví dụ, sự thu
nhận 7200 để giảm độ phân giải tương phản bởi một dòng ống cao hơn (mAs). Một
máy CT hoàn thiện thường liên quan đến sự thu nhận theo trục sau để bao phủ một
vùng thích hợp. Điều này có được bằng cách tịnh tiến giường nằm từng bước (step)
sau mỗi lần thu nhận theo trục (shoot). Điều này được coi là thu nhận “step and shoot”
Thường thường, tịnh tiến giường nằm tương đương với độ dày lát, để sự thu nhận
theo trục phía sau có thể được tái tạo thành hình ảnh theo trục gián tiếp. Hình 14 (trái)
cho thấy sự thu nhận CT theo trục về mặt hình học.

Hình 12. SPR cho CT não, CT ngực va CT cột sống thắt lưng. Kĩ thuật viên chọn từ
phim Xquang , FOV (phần khoanh vàng) và gập góc (chỉ đầu)

Trang 22


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
Hình 13. SPR có thể được sử dụng để thu được AEC trong suốt quá trình chụp CT.
Giá trị mAs được đưa ra ở bốn mức, nhưng trong suốt quá trình thu nhận xoắn ốc,
dịng ống được tối ưu hóa liên tục ở mỗi mức trong phạm vi quét
5.3. Chụp CT xoắn ốc
Chụp CT xoắn ốc được giới thiệu năm 1989, theo đó sự thu nhận dữ liệu với
một ống Xquang quay được kết hợp với một giường nằm di động. Sự ra đời của chụp
CT xoắn ốc giúp nâng cao đáng kể hiệu suất của CT . Lợi thế của chụp CT xoắn ốc
bao gồm thời gian chụp ngắn hơn và thơng tin hình ảnh 3-D khi chụp một bộ phận

chất lượng tốt hơn. Nhược điểm của chụp CT xoắn ốc bao gồm sự xuất hiện của các
ảnh giả. Hình 14 (phải) cho thấy mặt hình học của sự thu nhận dữ liệu CT xoắn ốc.
Quỹ đạo tròn của ống tia X biến đổi thành quá trình xoắn ốc từ hình phối cảnh của
bệnh nhân.
Chụp xoắn ốc cho phép thu nhận dữ liệu trong vùng diện tích lớn cần chụp
trong vòng một hơi thở và là điều kiện tiên quyết cho sự phát triển của chụp mạch CT
chất lượng cao. Sự tịnh tiến giường nằm thường có mối quan hệ với độ rộng chùm tia
(danh định) (trong CT lát đơn các lát bằng nhau về độ rộng lát): tỉ lệ của sự tịnh tiến
giường nằm trên vòng quay 3600 của ống quan hệ với độ rộng chùm tia danh định
trong CT xoắn ốc được coi như là hệ số bước. Thời gian quay của chụp CT lát đơn là
1-2 giây và độ dày lát (và độ rộng chùm tia danh định) trong hầu hết ứng dụng lâm
sàng là 5-10mm.

Hình 14. Biểu diễn về mặt hình học của sự thu nhận CT theo trục (trái) và sự thu nhận
CT xoăn ốc (phải)

Trang 23


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
5.4. Chụp MDCT
Mười năm sau sự ra đời của CT xoắn ốc, bước tiến tiếp theo trong công nghệ
CT, cung cấp thậm chí nhiều ứng dụng lâm sàng mới hơn, là sự ra đời của chụp
MDCT quay nhanh (xem phần 3) sử dụng 64 dãy đầu dò hoạt động gần kề nhau, cho
phép đo đồng thời số lượng lớn đáp ứng của các định dạng truyền. Tại cùng một thời
điểm, thời gian quay vào khoảng 0.3-0.4 giây, giúp nó có thể quét gần như toàn bộ cơ
thể của một người trưởng thành trong vòng một nhịp thở với độ dày lát cắt dưới 1mm.
Sự thu nhận dữ liệu với máy chụp MDCT thường có được khi ở chế độ xoắn ốc.
Ngoại trừ các trường hợp cần CT độ phân giải cao của phổi, và chụp CT tim “step and
shoot” cho rãnh canxi vành hoặc chụp mạch vành.

5.5. CT tim
CT tim dựa trên sự đồng bộ của tái tạo ảnh với tín hiệu điện tim ECG và sự lựa
chọn của trạng thái nghỉ của tim tốt nhất. Hình 15 cho thấy sự tái tạo của tim ở các
trạng thái tim khác nhau.

Hình 15. Sự tái tạo của tim ở các trạng thái tim khác nhau. Trong ví dụ này, trạng thái
tim đáp ứng đến 70% của khoảng nguy cơ tương đối tạo ra kết quả chuyển động tự do
tốt nhất

Trang 24


Tìm hiểu về phương pháp chụp cắt lớp điện tốn
Chú ý sự khác nhau trong vùng mờ của động mạch vành ở các trạng thái tim
khác nhau . Trong trường hợp này, trạng thái tim đáp ứng đến 70% của khoảng nguy
cơ tương đối tạo ra kết quả chuyển động tự do tốt nhất (70% đánh dấu sự bắt đầu của
khoảng trạng thái tim). Có thể tái tạo hình ảnh tim bằng sự tái tạo tín hiệu cổng ECG
trước đó và tái tạo tín hiệu khởi tạo ECG trước đó. Tái tạo sử dụng việc chọn trạng
thái tim trước đó được dựa trên sự đăng kí của dữ liệu thơ và ECG trong suốt một
hoặc tồn bộ nhiều chu kì tim. Sự thay thế để tái tạo tín hiệu cổng ECG trước đó có
được sự thu nhận “step and shoot”. Một ưu điểm của sự thu nhận này là giảm liều cho
bệnh nhân. Một số máy CT cho phép chụp toàn bộ tim trong một nhịp tim tại trạng
thái nghỉ của tim đã chọn trước. Hai ví dụ cần chú ý bao gồm một máy CT hai nguồn
nhanh có thể biểu diễn sự thu nhận xoắn ốc của toàn bộ tim, và một máy CT chùm tia
hình nón rộng biểu diễn sự thu nhận của toàn bộ tim trong một vịng quay đơn.Ví dụ
như kĩ thuật mới lạ “single heart beat” có khả năng giảm liều đáng kể.
5.6. CT Xquang và phương pháp can thiệp
CT động lực có thể được sử dụng cho can thiệp hình ảnh có hướng dẫn, sử
dụng kĩ thuật là CT Xquang. Kĩ thuật phát triển trong CT, ví dụ như ống tia X quay
liên tục, thời gian quay ngắn và phần cứng đủ nhanh để tái tạo ảnh thời gian thực,

cung cấp các điều kiện tiên quyết về kĩ thuật cho CT Xquang. Phần cứng thêm vào
cần thiết cho CT Xquang bao gồm một thiết bị cho phép điều khiển chụp trong phạm
vi phòng chụp, và sự thiết lập của màn hình, cái cho phép hiển thị hình ảnh cũng trong
phạm vi phịng chụp.
Hình 16 cho thấy chụp theo trục có dự định trước được sử dụng để chuẩn bị
một lỗ thủng; các điểm đánh dấu trên da cho phép dự định vị trí lối vào của kim và
xác định mục tiêu cho lỗ thủng. Chú ý rằng nhiễu sẽ cao hơn trong ảnh của CT
Xquang dẫn lỗ thủng so với chụp dự định phân tích.Trong suốt q trình CT Xquang,
chất lượng hình ảnh bình thường là vừa đủ và các bước cần phải được thực hiện bằng
cách sử dụng một dòng ống thấp để giảm thiểu liều chiếu đến bênh nhân và người
chụp.
Số chỉ định lâm sàng cho MDCT Xquang được phát triển thường xuyên. Liều ở
lối vào trên da bệnh nhân nên được theo dõi để đảm bảo rằng ảnh hưởng da tất định
Trang 25