CÔNG NGHỆ CHẨN ĐOÁN HÌNH ẢNH I ĐỀ TÀI: CHỤP CẮT LỚP VI TÍNH

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

BÀI TẬP LỚN
CƠNG NGHỆ CHẨN ĐỐN HÌNH ẢNH I
ĐỀ TÀI: CHỤP CẮT LỚP VI TÍNH

Giáo viên hướng dẫn:

TS. Nguyễn Thái Hà

Sinh viên thực hiện:

Nguyễn Văn Tuấn

MSSV:

20134321

Lớp:

ĐTTT-08 – K58

Hà Nội, 2017


CHỤP CẮT LỚP VI TÍNH
MỤC TIÊU
Sau khi hồn thành chương này, người đọc sẽ có thể:
Giải thích các ngun tắc của truyền x-quang chụp cắt lớp vi tính.

So sánh các tính chất của hình ảnh chiếu x-ray với hình ảnh CT x-ray.
Cung cấp một lịch sử ngắn gọn về sự tiến triển của hình ảnh CT x-ray.
Mơ tả cách tiếp cận khác nhau để xây dựng lại hình ảnh CT từ chiếu đo.
Mơ tả cấu hình của xoắn ốc và "cực nhanh" máy quét CT.
Phác họa các tính năng của các nguồn tia X, phát hiện, collimators, và hệ
thống hiển thị được sử dụng trong CT x-ray.
 Đặc trưng cho mối quan hệ giữa các số CT, hệ số suy giảm tuyến tính, và
mật độ vật lý kết hợp với CT scan.
 Xác định các đặc điểm khác nhau quan trọng trong việc kiểm soát chất
lượng của các đơn vị CT.







GIỚI THIỆU
Trong chụp X quang thông thường, sự khác biệt tinh tế của ít hơn khoảng 5 phần
trăm trong chủ đề. Ngược lại (tức là, x-ray mong manh trong cơ thể) khơng thể
nhìn thấy trong hình ảnh. Sự hạn chế này tồn tại vì những lý do sau đây:
1. Việc dự báo thông tin giải phẫu ba chiều vào một thụ thể ảnh khơng có chiều
sâu che lấp sự khác biệt tinh tế trong truyền tải x-ray thông qua các cấu trúc
liên kết song song với chùm tia x-ray. Mặc dù thông thường Chụp cắt lớp vi
giải quyết vấn đề này ở một mức độ, cấu trúc bên trên và bên dưới phần
chụp cắt lớp có thể vẫn cịn nhìn thấy được như "ảnh ảo" trong hình ảnh nếu
họ có sự khác biệt đáng kể trong họ x-quang có độ suy giảm tài sản từ các
cấu trúc trong phần.
2. Cơ quan thu hình ảnh thơng thường (tức là, phim, tăng cường và màn hình
huỳnh quang) khơng có khả năng để giải quyết những khác biệt nhỏ (ví dụ,

2%) trong cường độ của sự cố sự bức xạ.
3. Chùm tia X lớn diện tích sử dụng trong chụp X quang thơng thường sản xuất
đáng kể bức xạ tán xạ can thiệp với màn hình hiển thị của sự khác biệt tinh
tế trong chủ đề độ tương phản.

1


Ở một mức độ đáng kể, mỗi khó khăn là phải loại bỏ trong chụp cắt lớp vi tính
(CT). Do đó, sự khác biệt của một vài phần mười của một phần trăm trong phản đề
được tiết lộ trong hình ảnh CT. Mặc dù độ phân giải không gian của một milimét
được cung cấp bởi CT là đáng chú ý là ít hơn được cung cấp bởi chụp X quang
thơng thường, cấp trên trực quan tương phản đề, cùng với màn hình hiển thị của
giải phẫu trên máy bay. (Ví dụ, mặt cắt ngang) không được truy cập bởi các kỹ
thuật chụp ảnh thông thường, làm CT đặc biệt hữu ích cho việc hình dung giải
phẫu ở nhiều vùng của cơ thể.

LỊCH SỬ
Các kỹ thuật tái tạo ảnh sử dụng trong CT đã được phát triển để sử dụng trong
thiên văn học vơ tuyến điện, kính hiển vi điện tử và quang học bao gồm giao thoa
ba chiều. Năm 1961, Oldendorf khám phá các nguyên tắc của CT với một bộ máy
sử dụng một nguồn. Ngay sau đó, lượng khí thải Kuhl và đồng nghiệp phát triển và
hệ thống hình ảnh AM truyền CT và mô tả việc áp dụng các hệ thống ảnh não. Bất
chấp những nỗ lực đầu tiên, CT vẫn chưa được khai thác cho hình ảnh lâm sàng
cho đến khi thông báo của EMI TNHH năm 1972 của x-ray đơn vị truyền tải CT
thương mại đầu tiên được thiết kế dành riêng cho các nghiên cứu về sức khỏe.
Nguyên mẫu của các đơn vị này đã được nghiên cứu từ năm 1970 tại AtkinsonMorley Bệnh viện ở Anh, và các đơn vị thương mại đầu tiên được lắp đặt tại Hoa
Kỳ vào năm 1973. Cùng năm đó, Ledley và các đồng nghiệp đã cơng bố việc phát
triển một toàn thân CT scanner. Năm 1974, Ohio hạt nhân Inc cũng đã phát triển
một toàn bộ cơ thể CT scan, và các mơ hình lâm sàng của cả hai đơn vị đã được lắp

đặt vào năm 1975. Vào 1977, 16 hoặc nhiều hơn các công ty để thương mại đã
được tiếp thị hơn 30 mơ hình của truyền CT scan. Ngày nay, khoảng 5000 đơn vị
CT được lắp đặt tại các bệnh viện ở Hoa Kỳ, tại một chi phí lên đến một triệu đơ la
hoặc hơn một chút mỗi đơn vị.
*** Thuật ngữ "cắt lớp" có nguồn gốc từ các Tomos từ tiếng Hy Lạp, có nghĩa là "phần."
Chụp cắt lớp vi tính khơng phải là lần đầu tiên x-ray phương pháp để sản xuất hình ảnh
cắt ngang. Trong cuối những năm 1940 và năm 1950, Takahaski tại Nhật Bản xuất bản
một số giấy tờ mô tả kỹ thuật tương tự của trục ngang chụp cắt lớp. phương pháp
Takahashi là thương mại hóa bởi Toshiba Inc. Trong Năm 1960. Các sản phẩm Toshiba
chiếm đoạt bằng chụp cắt lớp vi tính trong đầu những năm 1970. William Oldendorf là
một nhà nghiên cứu về thần kinh quan tâm đến việc nâng cao sự khác biệt của trong mô
não. Đặc biệt, ơng đã được tìm kiếm một tốt hơn phương pháp tạo ảnh hơn để nghiên cứu
não. Nhiều nhà khoa học tin rằng ông nên đã chia sẻ trong năm 1970 Nobel Giải thưởng
Y học.
2


Giải Nobel Y học 1970 đã chia sẻ bởi hai nhà tiên phong về tính Chụp cắt lớp, Godfrey
Hounsfield, một kỹ sư của EMI Ltd, và Allen Cormack, một y tế Nam Phi vật lý.
Hounsfield là một người hướng dẫn radar trong Thế chiến II. trước khi phát triển x-ray
CT scanner đầu tiên, ơng đã thiết kế máy tính kỹ thuật số bán dẫn đầu tiên trong khi làm
việc như một kỹ sư tại EMI Ltd.
Cormack đã quan tâm đến thế hệ màn hình cắt ngang của hệ số suy giảm để sử dụng
trong kế hoạch điều trị cho bức xạ điều trị. Ông đã xuất bản kết quả của mình trong tạp
chí Vật lý ứng dụng. ơng đã nhận được chỉ có một in lại yêu cầu. Đó là từ các thành viên
của Avalanche Thụy Sĩ Trung tâm nghiên cứu, những người đã quan tâm có thể sử dụng
các phương pháp của mình để dự đốn độ sâu tuyết.

NGUN TẮC CHỤP CẮT LỚP VI TÍNH
Trong thiết bị hình ảnh CT sớm ("máy quét") một x-ray chùm hẹp được quét qua

một bệnh nhân đồng bộ với một máy dò bức xạ ở phía đối diện của bệnh nhân. Nếu
chùm là monoenergetic hay gần như vậy, việc truyền tải x rays qua bệnh nhân là:

I = I0.e−µx
Trong phương trình này bệnh nhân được giả định là một trung đồng nhất. Nếu xray chùm bị chặn bởi hai khu vực có hệ số suy giảm μ1 và μ2 và độ dày x1 và x2,
việc truyền tải x-ray:

I = I0.e−(µ1x1+µ2x2)
Nếu nhiều (n) vùng có hệ số suy giảm tuyến tính khác nhau xảy ra dọc theo con
đường của x-quang, việc truyền tải là:

Khi

và I/I0 là:

3


Với một phép đo truyền đơn, hệ số suy giảm riêng biệt có thể khơng được xác
định bởi vì có quá nhiều giá trị chưa biết của μi trong phương trình. Tuy nhiên, với
nhiều phép đo truyền dẫn trong cùng một mặt phẳng nhưng ở khác nhau định
hướng của nguồn X-quang và phát hiện, các hệ số có thể được tách ra để một màn
hình hiển thị mặt cắt ngang của hệ số suy giảm thu được trên mặt phẳng đo truyền
dẫn. Bằng cách gán mức độ xám để phạm vi khác nhau của sự suy giảm hệ số, một
hình ảnh màu xám quy mơ có thể được sản xuất đại diện cho cấu trúc khác nhau
trong bệnh nhân với các đặc tính suy hao x-ray khác nhau. Điều này hiển thị màu
xám quy mô hệ số suy giảm tạo thành một hình ảnh CT.
Trong máy quét CT đầu (thế hệ đầu tiên), đo lường truyền nhiều x-ray được thu
được bằng cách quét tia bút chì giống như tia x và một máy dò NaI trong một
đường thẳng trên mặt đối diện của bệnh nhân (Hình 15-1A). Trong tịnh này qt có

lẽ 40 cm chiều dài, nhiều (ví dụ, 160) đo truyền x-quang thu được. Tiếp theo, định
hướng góc của thiết bị quét được tăng 1 độ, và một máy quét tịnh thứ hai của 160
phép đo truyền dẫn được thực hiện. Quá trình quét này tịnh ngăn cách bởi gia số 1
độ là lặp đi lặp lại thông qua một vịng cung 180 độ. Theo cách này, 160 × 180 =
28.800 x-ray đo truyền dẫn được tích lũy. Những phép đo này được truyền với một
máy tính được trang bị với một gói phần mềm tốn học cho xây dựng lại một hình
ảnh các hệ số suy giảm trên mặt phẳng giải phẫu xác định bởi các chức năng quét
X-quang chùm tia.

4


Hình 15-1. Quét chuyển động trong chụp cắt lớp vi tính.
A: máy quét thế hệ đầu tiên sử dụng một bút chì tia x-ray và sự kết hợp của chuyển
động tịnh tiến và quay.
B: quét hệ thứ hai với một chùm quạt x-ray, nhiều máy dò, và sự kết hợp của tịnh
tiến và quay chuyển động.
C: quét hệ thứ ba sử dụng một chùm quạt x-ray và chuyển động quay trơn ống xray và mảng dò.
D: máy quét thứ tư hệ với chuyển động quay của ống x-ray trong một mảng tròn
văn phòng phẩm của 600 hoặc nhiều máy dò.
5


THUẬT TỐN TÁI TẠO
Nền tảng của gói tốn học để xây dựng lại hình ảnh là thuật tốn tái tạo, trong đó
có thể là một trong bốn loại.
1. Chiếu lại đơn giản. Trong phương pháp này, mỗi x-ray đường truyền qua cơ
thể được chia thành các yếu tố khoảng cách bằng nhau, và mỗi phần tử được
cho là đóng góp như nhau đối với các tổng suy giảm dọc theo con đường xray. quatổng hợp các suy hao cho mỗi phần tử trên tất cả các đường x-ray đó
cắt nhau các phần tử ở định hướng góc cạnh khác nhau, một thức tổng hệ số

suy hao được xác định cho mỗi yếu tố. Khi hệ số này được kết hợp với các
hệ số tổng hợp cho tất cả các yếu tố khác trong phần giải phẫu quét bằng tia
X-ray, một hình ảnh tổng hợp của hệ số suy giảm làthu được. Mặc dù
phương pháp đơn giản để chiếu lại thuật tốn tái tạo là đơn giản, nó tạo ra
hình ảnh mờ của các tính năng mạnh trong vật .
2. Lọc chiếu lại. thuật toán tái thiết này, thường được gọi là
phương pháp chập, sử dụng một phương trình tích một chiều cho các xây
dựng lại một hình ảnh hai chiều. Trong phương pháp tích chập của việc sử
dụng các phương trình tích, một chức năng deblurring được kết hợp
(convolved) với dữ liệu truyền tải x-ray để loại bỏ hầu hết các mờ trước khi
dữ liệu được backprojected. Các chức năng deblurring phổ biến nhất là một
bộ lọc loại bỏ các thành phần tần số của dữ liệu truyền tải x-ray chịu trách
nhiệm cho hầu hết các mờ trong hình ảnh composite. Một trong những ưu
điểm của phương pháp tích chập của xây dựng lại hình ảnh là hình ảnh
có thể được xây dựng trong khi truyền dữ liệu x-ray đang được thu thập. Các
phương pháp tích chập là thuật tốn tái tạo phổ biến nhất được sử dụng ngày
nay trong CT.
3. Biến đổi Fourier. Trong phương pháp này, sự suy giảm mơ hình x-ray ở mỗi
định hướng góc cạnh được tách ra thành các thành phần tần số biên độ khác
nhau, tương tự như cách một nốt nhạc có thể được chia thành các khoản
đóng góp tương đối của tần số khác nhau. Từ những thành phần tần số, toàn
bộ hình ảnh là lắp ráp trong "khơng gian tần số" thành một hình ảnh khơng
gian chính xác và sau đó tái tạo bằng một Fourier nghịch đảo q trình.
4. Dịng mở rộng. Trong kỹ thuật này, biến thể trong số đó được gọi là ART
(Kỹ thuật xây dựng lại đại số), ILST (interative bình phương nhỏ nhất kỹ
thuật), và sirt (đồng thời kỹ thuật xây dựng lại lặp đi lặp lại), x-ray suy giảm
dữ liệu ở một định hướng góc được chia thành các yếu tố khoảng cách bằng
nhau cùng mỗi một số tia. Những dữ liệu này được so sánh với dữ liệu tương
6

tự tại một khác nhau định hướng góc cạnh, và sự khác biệt trong suy giảm xquang tại hai định hướng này được thêm vào như nhau đối với các yếu tố
thích hợp. Q trình này được lặp lại cho tất cả các định hướng góc cạnh,
với một phần nhỏ giảm trong những khác biệt suy giảm thêm mỗi lần để
đảm bảo hội tụ của các dữ liệu tái tạo. Trong phương pháp này, tất cả các dữ
liệu x-ray suy giảm phải có sẵn trước khi tái thiết có thể bắt đầu.

Hình bên lề 15-1. Trong một chụp cắt lớp thế hệ đầu tiên tính máy quét, các phép đo
truyền x-ray tích lũy trong khi một nguồn x-quang và phát hiện được dịch và quay đồng
bộ trên cạnh đối diện của bệnh nhân.
Hounsfield gọi là kỹ thuật của anh "Trục ngang bằng máy vi tính chụp cắt lớp. "Biểu thức
này sau đó đã được viết tắt là " Chụp cắt lớp trục vi tính ", và được gọi là "CAT scan."
Sau khi đủ chế giễu đã được hướng vào từ viết tắt này, biểu thức tính tốn cắt lớp (CT
scan) đã được thơng qua bởi chính tạp chí trong hình ảnh y tế.
Hình ảnh X-ray CT thường được mơ tả như "Mật độ phân bố" bởi vì họ cung cấp một
màn hình hiển thị màu xám quy mơ tuyến tính hệ số suy giảm mà là chặt chẽ liên quan
đến mật độ vật chất của các mô.
Các kỹ thuật quét làm việc máy quét CT thế hệ đầu tiên được gọi là “quét tia bút chì
thẳng”.
Năm đơn vị CT lâm sàng đầu tiên trên thị trường bởi EMI TNHH đã được cài đặt vào đầu
năm 1973 tại London, Manchester, Glasgow, Rochester (MN), và Boston.
Cách chiếu phim cũng được biết đến như là phương pháp tổng kết hoặc tuyến tính
phương pháp giả.
Đơn giản cách chiếu phim khơng tạo ra hình ảnh sắc nét và rõ ràng, và nó khơng được sử
dụng trong máy quét CT thương mại.

7


Các phương trình tích để tiếp cận tái tạo ảnh được mơ tả đầu tiên vào năm 1917 bởi nhà

tốn học người Áo Radon. Ơng đã phát triển phương trình của ông cho nghiên cứu của
trường hấp dẫn.
Khi được sử dụng theo nghĩa toán học, lọc từ bao hàm một toán học hoạt động trên một
tập hợp dữ liệu. Các lọc chập (còn gọi là hạt nhân) thảo luận ở đây được áp dụng cho dữ
liệu trước khi chúng được trình chiếu để tạo thành một tấm ảnh.
Một bộ lọc chập tần số cao làm giảm tiếng ồn và làm cho hình ảnh xuất hiện "mượt mà".
Một tần số thấp bộ lọc tăng cường cạnh và làm cho hình ảnh xuất hiện "sắc nét hơn." Một
bộ lọc tần số thấp có thể được gọi như là một "high-pass" bộ lọc bởi vì nó ngăn chặn tần
số thấp và cho phép tần số cao để vượt qua.
Tấm lọc loại bỏ ngôi sao giống như mờ nhìn thấy trong đơn giản backprojection. Đó là
hiệu trưởng thuật tốn tái sử dụng trong CT máy quét.
Phương pháp Fourier để hình ảnh tái thiết được sử dụng phổ biến trong các chụp cộng
hưởng từ, nhưng hiếm khi thấy trong quét CT.
Năm 1958, nhà vật lý học người Ukraine Korenblyum13 từ Kiev Viện Bách khoa làm lại
Radon
phương trình tích để áp dụng cho quạt chùm hình học. Ơng xác nhận của ơng cách tiếp
cận với hình ảnh của một luân phiên cơ thể bị bắt trên phim.
Mở rộng Series (lặp đi lặp lại xây dựng lại) kỹ thuật không được sử dụng trong máy quét
CT thương mại vì lặp đi lặp lại khơng thể bắt đầu cho đến khi tất cả các các dữ liệu chiếu
đã được mua lại, gây ra một sự chậm trễ trong việc tái thiết của hình ảnh.
Các CT đầu tiên quét của một bệnh nhân là mua tại Atkinson-Morley London bệnh viện
năm 1972.
Vào giữa những năm 1970 hơn 20 công ty đã phát triển x-ray CT máy quét cho các thị
trường lâm sàng. Hôm nay, CT scan được sản xuất chỉ bằng các nhà sản xuất quốc tế lớn
thiết bị hình ảnh x-ray.
Bởi vì các dữ liệu mở rộng của họ mua lại và tái tạo ảnh lần, thứ nhất và thế hệ thứ hai
CT máy quét đã được giới hạn chủ yếu để nghiên cứu của người đứng đầu và tứ chi mà
các phương pháp để cố giải phẫu có thể được sử dụng.
Phát triển của một CT hoàn toàn quay máy quét cần một phức tạp hơn thuật toán tái thiết
cấp chỗ ở hồn tồn quay hình học. Thuật toán này được phát triển vào giữa những năm

1970 bởi các nhà khoa học tại Hệ thống y tế General Electric.

CHUYỂN ĐỘNG QUÉT
8


 Đầu tiên: Máy quét thế hệ thứ tư
Máy quét CT đầu (thế hệ đầu) sử dụng một chùm bút chì như chụp X-quang và
một sự kết hợp của tịnh tiến và chuyển động quay để tích lũy các phép đo truyền
nhiều yêu cầu cho tái tạo ảnh (Hình 15-1A). Mặc dù phương pháp này sản lượng
hình ảnh đạt yêu cầu của các đối tượng văn phòng phẩm, thời gian đáng kể (4-5
phút) là cần thiết để tích lũy dữ liệu, và các hình ảnh có thể chuyển động mờ. Một
lát sau sự ra đời của máy quét tia bút chì giống, dầm x-ray hình quạt đã được giới
thiệu để nhiều biện pháp truyền x-ray có thể được thực hiện đồng thời (Hình 151B). Quạt hình học dầm với gia số của một vài độ cho nhau định hướng góc (ví dụ,
một fan hâm mộ chùm 30 độ và 10 độ gia số góc) giảm thời gian quét tới 20-60
giây. Quạt hình học tia này cịn cải thiện hình ảnh chất lượng bằng cách giảm tác
động của chuyển động. máy quét CT với chụp X-quang hình học chùm quạt và
nhiều máy dò bức xạ tạo thành thế hệ thứ hai của máy quét CT.
Các thế hệ thứ ba và thứ tư của máy quét CT loại bỏ các chuyển động tịnh tiến của
máy quét trước và hoàn toàn dựa trên chuyển động quay của x-ray ống và máy dò
mảng (thế hệ thứ ba Hình 15-1, C) hoặc khi có chuyển động quay của ống x-ray
trong một mảng tròn văn phòng phẩm của 700 hoặc nhiều máy dị (máy qt
fourthgeneration, Hình 15-1D). Với những máy quét, tích lũy dữ liệu lần ngắn như
1 giây có thể đạt được.

 Chụp CT quét xoắn ốc
Một số phương pháp tiếp cận để nhanh hơn CT scan đã được theo đuổi. Cho đến
gần đây, nhiều chuỗi quét để sản xuất tiếp giáp hình ảnh "lát" yêu cầu rằng x-ray
ống dừng quay và đảo ngược hướng của nó bởi vì phần mở rộng tối đa của dây cáp
điện cao áp đã đạt được. Như vậy, một lát-by-slice tích lũy kế tiếp kỹ thuật được sử

dụng để hình ảnh multislice sản xuất. Trong kỹ thuật này, tổng thời gian thu nhận
hình ảnh lâu hơn đáng kể hơn so với chùm tia về thời gian vì bàn increments (di
chuyển) đến vị trí lát sau và các bệnh nhân thở giữa lát.

9


Hình 15-2 Chụp CT xoắn ốc. (Spiral CT scan)
Spiral CT scan đã được giới thiệu vào năm 1989 và được sử dụng hầu như ngày
nay cho ba và quét CT thế hệ thứ tư. Trong phương pháp này, thu nhận hình ảnh
thời gian được giảm đáng kể bằng cách kết nối các dây cáp điện áp ống thông qua
một "trượt vòng "hoặc tiếp xúc trượt gắn trên giàn quay của đơn vị. Với vịng trượt
cơng nghệ, ống x-ray quay trong khi di chuyển bảng bệnh nhân mà không dừng lại.
Do đó, bệnh nhân được chuyển liên tục qua các giàn trong nghiên cứu, và các
chùm tia x-ray bản đồ ra một con đường xoắn hoặc xoắn ốc trong các bệnh nhân,
như mơ tả trong hình 15-2. Lợi thế tiềm năng của kỹ thuật CT xoắn ốc bao gồm
việc giảm chuyển động của bệnh nhân và một sự gia tăng nói chung ở số lượng
bệnh nhân. Một khối lượng lớn hơn của bệnh nhân có thể quét trong thời gian qua
của các phương tiện truyền thông tương phản, cho phép giảm khối lượng.
Ngược lại cần thiết. Ngoài ra, sự liên tục của dữ liệu dọc theo trục của bệnh nhân
(tức là, sự vắng mặt các khoảng trống giữa quét) cải thiện chất lượng của sự tái tạo
ba chiều.
Trong quét CT đơn lát, sân được định nghĩa là sự di chuyển bệnh nhân đi văng
mỗi xoay chia độ dày lát. Trong multislice CT, định nghĩa này được thay đổi một
chút cho bệnh nhân phong trào ghế cho mỗi vòng quay chia cho chiều rộng chùm.
sân thấp (tức là, nhỏ gia tăng của phong trào ghế) mang lại cải thiện độ phân giải
không gian dọc theo trục dài (Trục Z) của bệnh nhân, nhưng cũng có kết quả ở liều
cao hơn bệnh nhân và hình ảnh cịn lần. Đối với nốt lớn hơn sự thống nhất, liều cho
bệnh nhân là ít hơn, nhưng dữ liệu phải được nội suy để giải quyết theo trục Z
được bảo tồn. Ưu điểm của xoắn ốc qua máy chụp cắt được liệt kê trong Bảng 151.

Spiral CT scanner ngày nay sử dụng nhiều nhẫn dò quét nhiều lát qua cơ thể trong mỗi
giàn quay. Những máy quét gọi là máy quét multislice CT.
Ưu điểm chính của CT xoắn ốc là khả năng của mình để hình ảnh một khối lượng lớn
hơn mô trong một thời gian tương đối ngắn. Với CT xoắn ốc, ví dụ, tồn bộ thân có thể
được chụp ảnh trong một lần duy nhất.
Một sân của một sản lượng một tiếp giáp xoắn ốc. Một sân của hai mang lại một xoắn ốc
mở rộng. Một sân của 1/2 sản lượng một xoắn ốc chồng chéo.
Multislice CT scan có nhiều lợi thế, nhưng cũng có một số nhược điểm. Hàng trăm hình
ảnh CT có thể được tích lũy trong một nghiên cứu duy nhất, kết quả là liều bệnh nhân cao
và số lượng lớn các hình ảnh kỹ thuật số dữ liệu.
10


Bảng 15-1 Ưu điểm của Spiral So với Chụp cắt lớp Điện Tốn truyền thống
• Xem lại hình ảnh nhanh hơn
• Phản ứng nhanh hơn để tương phản phương tiện truyền thơng
• Ít hiện vật chuyển động
• Cải thiện độ phân giải hai trục
• Hình ảnh sinh lý
• Cải thiện coronal, dọc, và chụp ảnh 3D
• Ít một phần khối lượng vật
• Khơng misregistration
*Nghiên cứu về khơng gian năng động Reconstructor đã bị ngưng.

 Chụp CT scanners cực nhanh
Phương pháp tiếp cận khác để quét CT nhanh có liên quan đến cách tiếp cận
hoàn toàn khác nhau để thiết kế thiết bị. Vào cuối những năm 1970 các phương
pháp tiếp cận đầu tiên để subsecond CT scan là đề xuất bởi một nhóm tại Mayo
Clinic. Cách tiếp cận này, được gọi là năng động Reconstructor không gian (DSR),
kết hợp 28 ống x-ray giàn gắn trên một 180- mức độ cung và sử dụng một số lượng

tương đương của các bộ phận khuếch hình ảnh gắn trên hình bán nguyệt đối diện
của giàn. Toàn bộ lắp ráp xoay về bệnh nhân với tốc độ 15 rpm để cung cấp 28 lượt
xem mỗi 1/60 giây. mơ hình làm việc của hệ thống được xây dựng để nghiên cứu,
18 tuổi nhưng kỹ thuật phức tạp và chi phí ngăn chặn DSR từ được bán trên thị
trường thương mại. Một sơ đồ của DSR được thể hiện trong Hình 15-3.

Hình 15-3 Sơ đồ tái tạo
11


Một cách khác để quét CT nhanh chóng loại bỏ hoàn toàn chuyển động cơ học
bằng cách chuyển đổi các giàn của đơn vị vào một ống tia X khổng lồ trong đó vị
trí đầu mối di chuyển bằng điện tử về patient. Thiết bị này, được gọi là cực nhanh
CT (UFCT), tim mạch CT (CVCT), hoặc "cine CT," kết hợp một hình bán nguyệt
vonfram x-ray nhắm mục tiêu vào các giàn. Một chùm điện tử quét với năng lượng
130 keV là cuốn quanh mục tiêu bán nguyệt để các vị trí tiêu cự di chuyển xung
quanh bệnh nhân.
Một ngân hàng bán nguyệt tĩnh của các máy dò ghi lại truyền x-ray trong một thời
trang tương tự như một máy quét thế hệ thứ tư. Bởi vì tốc độ mà các chùm tia điện
tử có thể được chỉ đạo từ tính, một máy qt có thể được thực hiện trong ít 50 ms
và lặp đi lặp lại sau khi một sự chậm trễ của 9 ms đến năng suất lên đến 17 hình
ảnh mỗi giây.
Bằng cách sử dụng bốn vịng tròn mục tiêu và hai ngân hàng phát hiện, tám lát của
bệnh nhân có thể được chụp ảnh mà khơng cần di chuyển bệnh nhân. Một sơ đồ
của một chùm tia điện tử quét CT máy quét được thể hiện trong hình 15-4.

12


Hình 15-4 Chiều dọc (A) và mặt cắt ngang (B) điểm của máy quét Imatron UFCT

Các UFCT thường được gọi là chùm electron tính tốn cắt lớp [EBCT]. Ban đầu nó
được gọi là một máy quét CT tim mạch.
Các đơn vị UFCT đã được phát triển trong cuối những năm 1970 bởi D. Boyd và các
đồng nghiệp tại Đại học California-San Francisco.
Trong đơn vị CT, tác dụng gót chân được loại bỏ bằng cách đặt trục anode-cathode của
ống x-ray ở góc bên phải để lâu trục của bệnh nhân.
CT scanner dụng nhỏ gọn, máy phát điện tần số cao x-ray mà đặt bên trong giàn CT.
Trong
một số đơn vị phát điện quay với ống x-ray, trong khi ở những người khác máy phát điện
là văn phòng phẩm.
Một bộ lọc x-quang đặc biệt được sử dụng trong CT để làm cho cường độ của chùm tia
X-ray
đồng đều hơn. Bộ lọc này thường là được gọi là "bộ lọc cà vạt nơ."
Multislice CT scan đã đặt yêu cầu thêm vào năng lực của x-ray ống để duy trì mức năng
lượng cao hơn thời gian dài của thời gian.
13


Kích thước voxel là ảnh hưởng lớn đến độ phân giải hình ảnh trong hầu hết các đơn vị
CT.
Đơn vị CT sử dụng hai loại collimators: nguồn (prepatient) collimators để hình thành
các chùm tia X-quang và hạn chế liều bệnh nhân, và phát hiện (Postpatient) collimators
để kiểm soát lát độ dày.
Giảm độ dày CT lát sản lượng các tiếp theo:
- Giảm một phần khối lượng vật
- Ít x tia tới khi phát hiện
- Hình ảnh ồn ào

Hình bên lề 15-2.

Một khối lượng ba chiều của mô (voxel) hiển thị như là một yếu tố hai chiều trong CT
hình ảnh (pixel).
Cao áp dò xenon cung cấp hiệu quả phát hiện khoảng 50%. Hiệu quả phát hiện các
trạng thái rắn dò được sử dụng trong CT là khoảng 80%.

NGUỒN X-RAY
Cả hai ống x-ray stationary- và xoay cực dương đã được sử dụng trong máy quét
CT. nhiều trong những máy quét CT dịch xoay có một, văn phịng phẩm-anode ống
x-ray dầu làm mát với một điểm đầu mối vào thứ tự của 2 × 16 mm. Sản lượng hạn
chế của các x-ray ống đòi hỏi một thời gian lấy mẫu khoảng 5 ms cho mỗi lần đo
của x-ray truyền tải. thời gian lấy mẫu này, cùng với thời gian cần thiết để di
chuyển và xoay nguồn và phát hiện, giới hạn tốc độ dữ liệu có thể được tích lũy
với đơn vị sử dụng CT tịnh tiến và chuyển động quay.
Để giảm thời gian lấy mẫu để 2-3 ms, đơn vị CT mới dùng 10.000 rpm ống x-ray
quay cực dương, thường với một chùm tia X-quang xung, để đạt được cao hơn x14


ray kết quả đầu ra. Để đáp ứng nhu cầu của tốc độ cao CT scan, ống x-ray với xếp
hạng vượt quá 6 triệu đơn vị nhiệt đang trở thành tiêu chuẩn.

BỘ CHUẨN TRỰC
Sau khi truyền qua các bệnh nhân, các tia X-ray được chuẩn trực để giới hạn đo
lường truyền đến một lát với độ dày của một vài mm. chuẩn trực cũng phục vụ để
giảm bức xạ rải rác dưới 1% cường độ chùm tia chính.
Chiều cao của ống chuẩn trực xác định độ dày của lát CT. chiều cao này, khi kết
hợp với các khu vực của một yếu tố hình ảnh duy nhất (pixel) trong màn hình, định
nghĩa các yếu tố khối lượng ba chiều (voxel) ở bệnh nhân tương ứng với điểm ảnh
hai chiều của màn hình hiển thị.
Một voxel bao gồm một ranh giới giữa hai cấu trúc mơ (ví dụ, cơ bắp và xương)
mang lại một hệ số suy giảm cho pixel đó là trung gian giữa các giá trị cho hai cấu

trúc. Điều này "một phần khối lượng vật" có thể giảm thu hẹp các ống chuẩn trực
để mang lại những lát mỏng. Tuy nhiên, phương pháp này làm giảm số lượng tia x
tới trên các máy dị. Với ít hơn x quang tương tác trong phát hiện, các tín hiệu quả
có thể thăng giáng thống kê lớn hơn và năng suất một hình ảnh ồn ào trong màn
hình chính thức.

X-RAY DETECTORS
Để giảm thời gian phản ứng phát hiện, tất cả các máy dò sử dụng trong CT đang
hoạt động trong hiện tại chứ khơng phải là chế độ xung. Ngồi ra, loại bỏ các bức
xạ tán xạ được thực hiện với collimators dị hơn là xung phân tích chiều cao. Dị
cho CT scan, hoặc là buồng ion hóa chứa đầy khí hoặc dò trạng thái rắn, được chọn
cho hiệu quả của họ phát hiện, thời gian đáp ứng ngắn, và sự ổn định của hoạt
động. dò trạng thái rắn bao gồm NaI (T1), CAF, và pha lê lấp lánh CSI; vật liệu
gốm có chứa oxit đất hiếm; và bismuth germanate (BGO) và cadmium Tungstat
[Cd WO4] dò chọn cho hiệu quả phát hiện cao của họ và thời gian phân rã huỳnh
thấp. Buồng ion hóa khí đầy chứa xenon đến áp suất 25 atm để cải thiện hiệu quả
phát hiện x-ray của họ. Với bất kỳ máy dò, sự ổn định của phản hồi từ một đo
truyền dẫn đến tiếp theo là điều cần thiết để sản xuất hình ảnh vật miễn phí. Với
một nguồn và máy dị hình ln canh, ví dụ, máy phát hiện bất ổn làm phát hiện vật
hình trịn trong hình ảnh. phụ thuộc năng lượng tối thiểu của dò trên dải năng
15


lượng của tia X-quang cũng là quan trọng nếu điều chỉnh cho chùm xơ cứng là có
thể áp dụng cho tất cả các kích thước bệnh nhân và cấu hình.

HỆ THỐNG XEM ẢNH
Các con số tính bằng thuật tốn xây dựng lại khơng có giá trị chính xác của hệ số
suy giảm. Thay vào đó, họ là các số nguyên gọi là bóng số CT có liên quan để hệ
số suy giảm. Trên hầu hết các đơn vị CT, số CT từ -1000 cho khơng khí 1000 cho

xương, với số CT cho bộ nước ở 0. Các mối quan hệ giữa số CT và hệ số suy giảm
tuyến tính μ của một loại vật liệu là:
Số CT= 1000.
Trong đó µw là hệ số suy giảm tuyến tính của nước.
Số CT bình thường theo cách này cung cấp một phạm vi vài số CT cho một sự thay
đổi 1% trong hệ số suy giảm.
Một màn hình được sử dụng để miêu tả số CT là một màn hình hiển thị hình ảnh
màu xám quy mô. Thiết bị xem này chứa một tính năng tăng cường độ tương phản
này xếp chồng các sắc thái của màu xám có sẵn trong các thiết bị hiển thị (tức là,
phạm vi hoạt động của màn hình) trong phạm vi các số CT quan tâm chẩn đốn.
Kiểm sốt các tương phản hình ảnh với tính năng tăng cường độ tương phản là
điều cần thiết trong CT x-ray bởi vì mật độ điện tử, và do đó sự suy giảm x-ray,
cũng gần tương tự đối với hầu hết các mơ của chẩn đốn quan tâm. sự tương đồng
này là rõ ràng từ các dữ liệu trong Bảng 15-2. Cùng CT dữ liệu crosssectional hiển
thị ở các cài đặt khác nhau của "cửa sổ" của sự tương phản kiểm sốt nâng cao
được minh họa trong hình 15-5. Việc xem giao diện điều khiển của CT máy quét
có thể có các tính năng phụ trợ như phóng đại hình ảnh, định lượng và hiển thị số
liệu thống kê và dữ liệu nhận dạng bệnh nhân. Ngoài ra, nhiều máy quét cho phép
hiển thị hình ảnh coronal và dọc bằng cách kết hợp dữ liệu tái xây dựng kế lát qua
cơ thể.
Bảng 15-2: Electron Mật độ khác nhau ở các mô trên cơ thể
Mô

Mật độ electron (e/cm3)

Mật độ vật lý (g/cm3)

16

Nước
Xương
Lách
Gan
Tim
Cơ bắp
Ĩc
-Chất trắng
-Chất xám
Thận
Tuyến tụy
Mỡ
Phổi

3.35 × 10−23
3.72–5.59
3.52
3.51
3.46
3.44

1.00
1.2-1.8
1.06
1.05
1.04
1.06

3.42
3.43

3.42
3.4
3.07
0.83

1.03
1.04
1.05
1.02
0.92
0.25

Trong một hình ảnh CT, số CT cao hơn là sáng hơn và thấp hơn con số CT là tối hơn.
Khi số CT là thỉnh thoảng, nhưng khơng chính thức, được gọi là các đơn vị Hounsfield.

Hệ số suy giảm tuyến tính của các mô cơ thể khác nhau đối với các tia x 60 keV:
Mơ
Xương
Máu
Chất xám
Chất trắng
CSF
Nước
Mỡ
Khơng khí

M (cm-1)
0.528
0.208
0.212

0.213
0.207
0.206
0.185
0.0004

Lọc năng lượng thấp hơn x quang từ chùm tia x-ray vì nó thấm sâu vào bệnh nhân mang
một chùm cao hơn một chút năng lượng trong trung tâm của bệnh nhân. Điều này kết quả
tác dụng trong giảm suy hao hệ số trong các trung tâm so với ngoại vi. Do đó, các trung
17


tâm của hình ảnh có chứa các điểm ảnh giảm quang tỉ trọng. Hiệu ứng này được gọi là
"Tia-cứng" cổ vật.

LIỀU LƯỢNG BỆNH NHÂN
Liều bức xạ giao trong thời gian một CT scan là hơi lớn hơn so với quản lý cho
một hình ảnh X quang tương đương. Một hình ảnh CT của người đứng đầu đòi hỏi
một liều khoảng 1-2 rad, ví dụ, trong khi một hình ảnh CT bụng thường đòi hỏi
một liều 3-5 rad. Những liều sẽ phải được tăng lên đáng kể để cải thiện độ tương
phản và độ phân giải không gian của ảnh CT. Mối quan hệ giữa độ phân giải và
liều lượng có thể được xấp xỉ là:
s2
( 3 )
D=a. e .b

(15-1)

trong đó: D là liều bệnh nhân,
s là tín hiệu / tiếng ồn tỷ lệ

e là độ phân giải không gian,
b là độ dày lát và là một hằng số.
* Từ phương trình. (15-1), sau đây là rõ ràng:
1. Một cải tiến gấp đôi về tỷ lệ (độ phân giải tương phản) tín hiệu-to-noise
địi hỏi một sự gia tăng gấp bốn lần trong liều bệnh nhân.
2. Một cải tiến gấp đôi về độ phân giải khơng gian địi hỏi phải tăng gấp
tám lần trongliều bệnh nhân.
3. Một giảm gấp hai lần độ dày lát địi hỏi một sự gia tăng gấp đơi về bệnh
nhân liều.

18


Hình 15-5: Dữ liệu suy giảm X-quang tại bốn vị trí của các cấp độ cửa sổ của việc
tăng cường độ tương phản điều khiển.
Trong multislice tính tốn cắt lớp, liều bệnh nhân được mô tả như là liều CT
chỉ số (CTDI). Khi khoảng cách di chuyển bệnh nhân giữa các lát cắt (đi văng
tăng CI) bằng các lát dày ST, CTDI bằng với liều trung bình trên tất cả các lát (liều
trung bình multislice MSAD). Khi tăng chiếc ghế nhỏ hơn lát dày, các MSAD là
CTDI nhân với tỷ lệ của độ dày lát đến tăng dài; đó là:
ST
]
MSAD=CTDI. CI
[

Liều bệnh nhân giảm đáng kể bên ngoài của slice. Một nguyên tắc bảo thủ
của ngón tay cái (nghĩa là một ước lượng quá cao) là liều là 1% liều dùng trong
slice tại một khoảng cách trục của 10 cm từ các slice.
Kỹ thuật đo lường các thông số liều trong CT đã được mô tả trong chi tiết bởi
Cacak.

Thiết bị lưu trữ hình ảnh cho CT bao gồm băng từ, đĩa, kỹ thuật số băng video, và đĩa quang
và băng.
Trong chiếu chụp X quang, liều là lớn nhất nơi chùm tia x-ray vào bệnh nhân.
Trong chụp cắt lớp vi tính liều tương đối đồng đều giữa các phần mơ tiếp xúc với x-ray chùm, vì
quay tia x-ray xung quanh bệnh nhân trong thời gian phơi.

KIỂM SOÁT CHẤT LƯỢNG
Nhiều linh kiện điện tử và số lượng lớn xử lý dữ liệu có liên quan đến sản xuất một
hình ảnh CT. Một hậu quả của sự tách biệt giữa thu thập dữ liệu và hiển thị hình
19


ảnh là sự khó khăn của việc quan sát và điều tra các vấn đề về hệ thống hình ảnh
thơng qua quan sát của hình ảnh một mình. Trong một hệ thống phức tạp như vậy,
chất lượng hình ảnh có thể được đảm bảo chỉ thông qua giám sát tiềm năng của các
thành phần hệ thống và kiểm tra hiệu suất của tồn hệ thống với những bóng ma
tiêu chuẩn. Những số đo nên tương quan với liều bệnh nhân để đảm bảo rằng sự
cân bằng thích hợp được duy trì trong biến ảnh hưởng đến độ tương phản, độ phân
giải khơng gian, tiếng ồn hình ảnh, và bức xạ bệnh nhân liều.

Hình 15-6: CT hình ảnh của một ảnh ảo kiểm sốt chất lượng. Chất lượng hình ảnh
được đánh giá bằng cách phân tích các vùng của quan tâm và qua sự kiểm tra trực
quan. Giá trị trung bình và độ lệch chuẩn của các giá trị điểm ảnh trong khu vực 1
chỉ CT số hiệu chuẩn, trong khi so sánh của khu vực 2 với khu vực 1 mang lại độ
tương phản thơng tin. Các mơ hình răng cưa ở 3 và 09:00 vào hình ảnh cho thấy độ
dày lát và sắp xếp. Các hàng của quầng thâm nhỏ (số CT thấp) lúc 1 giờ là một dấu
hiệu ngược lại độ phân giải cao. (Courtesy of Richard Geise, Bệnh viện Đại học
Minnesota; và bức xạ đo Incorporated, Middleton, Wisconsin.)
Đo tiêu biểu thực hiện CT được đưa ra trong Bảng 15-3, và các ví dụ được thể
hiện trong hình 15-6. Các chỉ số hiệu năng hệ thống cơ bản là số CT, độ phân giải,

tiếng ồn, và bệnh nhân dose. Độ chính xác của số CT là đo bằng cách quét một ảnh
ảo đầy nước ít nhất là hàng tháng. Số CT nước nên không qua một ảnh 20 cm
đường kính, với một biến thể nhỏ hơn 1 số CT. Độ lệch từ số CT dự kiến từ 0 cho
nước ở bất kỳ năng lượng là điều chỉnh bằng cách áp dụng một số hiệu chỉnh cho
các giá trị pixel. Đổi của các giá trị nên được theo dõi với một quét hàng ngày.
20


Một kiểm tra tổng thể hiệu năng hệ thống thu được từ các phép đo bán niên của
nhiễu hình ảnh CT, định nghĩa là độ lệch chuẩn của số CT trong một khu vực quan
tâm. Kiên trì thực hiện được kiểm tra bằng cách đánh giá độ lệch chuẩn trong quá
trình quét nước hàng ngày được đề cập trước đây. Nghị quyết được đo bằng cách
quét những ảnh ảo trên một cơ sở hàng tháng. Đặc biệt quan trọng là độ tương
phản thấp độ phân giải, mà là một chỉ số nhạy cảm của những thay đổi trong hoạt
động thành phần như chúng ảnh hưởng đến tiếng ồn. liều bệnh nhân được đánh giá
nửa năm một lần. Ion hóa thiết kế đặc biệt chambers cung cấp phép đo mà từ đó có
thể tính liều cho điều kiện tiếp xúc (chùm hẹp, độ dày lát biến) được sử dụng trong
CT. Các giá trị nên giống với thông số kỹ thuật của nhà sản xuất trong vòng 20%.
Một loạt các yếu tố vật lý và cơ học như định vị chiếc ghế bệnh nhân và lập chỉ
mục nên được đo như là một phần của một chương trình kiểm sốt chất lượng toàn
diện.
Hiệu suất của các thiết bị và hệ thống màn hình cứng bản sao phải được kiểm tra
biến dạng, độ sáng, điều chỉnh độ tương phản, và như vậy. Độ chính xác của phân
tích hình ảnh các tính năng như đo khoảng cách và đo mật độ xương nên cũng
được đánh giá một cách độc lập. Thông tin thêm về kiểm sốt chất lượng trong CT
là có sẵn trong các ấn phẩm của một số nhóm, cá nhân tư vấn.

Bảng 15-3. Quản lý chất lượng chung cho đo chụp cắt lớp điện tốn.

Sự đo lường

Chỉ số CT
Tính chính xác
Sự bền bỉ
Tiếng ồn
Đánh giá
Sự bền bỉ
Sự quyết định
Liều bệnh nhân

Tần suất

Hàng tháng
Hàng ngày
Nửa năm
Hàng ngày
Hàng tháng
Nửa năm
21


Một đồ thị của số CT so với μ nên tạo ra một đường thẳng đi qua bằng không cho nước.
Biện pháp này, được gọi là tuyến tính số CT, là điều cần thiết cho định lượng Chụp cắt
lớp vi tính.
Giảm số CT tại trung tâm của một nước quét được gọi là "giác". Một số CT cao tại quét
trung tâm được biết như là "đạt đỉnh". Hoặc kết quả thỏa hiệp chất lượng hình ảnh.

TĨM LƯỢC
 Truyền tải X-ray CT mang lại hình ảnh cắt ngang, dọc, và coronal với tinh
tế độ phân giải tương phản.
 Hình ảnh CT sử dụng các nguyên tắc của xây dựng lại hình ảnh từ các

phép đo truyền x-ray thông qua cơ thể.
 Một loạt các mơ hình tốn học có sẵn để xây dựng lại hình ảnh x-ray.
 Nhu cầu đặc biệt được áp dụng đối với các nguồn x-ray và máy dị sử dụng
trong hình ảnh CT.
 Kiểm sốt chất lượng và liều lượng hạn chế là tính năng cần thiết của hình
ảnh CT x-ray.

22