Cơ sở kỹ thuật của chụp cắt lớp điện toán đa lớp – Technical bases of multislice CT

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

Bài tập Cơng nghệ chẩn đốn hình ảnh 1:
Cơ sở kỹ thuật của chụp cắt lớp điện toán đa lớp – Technical bases
of multislice CT

GVHD: TS. Nguyễn Thái Hà

Sinh viên hực hiện: Nguyễn Văn Cao
20121287 ĐT-TT 08 K57

Hà Nội, 12/2016


Mục lục
1.

Giới thiệu..................................................................................................3

2.

Thiết kế đầu dò, liều sử dụng và hiệu quả liều, mơ hình giảm liều...........6
2.1.

Thiết kế đầu dị...............................................................................6

2.2.

Liều và hiệu quả liều......................................................................8

2.3.

Mơ hình giảm liểu..........................................................................9

3.

CT đa lớp xoắn ốc thơng thường.............................................................10
3.1.

Định nghĩa bước xoắn ốc.............................................................10

3.2.

Vấn đề góc hình chóp và phương pháp tái cấu trúc đa lớp...........11

3.3.

CT xoắn ốc 4 lớp: Nội suy đa lớp 180 và 360 độ.........................13

3.3.1.

Lý thuyết......................................................................................13

3.3.2.

Thuộc tính....................................................................................15

3.4.
3.4.1.

Lý thuyết......................................................................................16

3.4.2.

Thuộc tính....................................................................................20

3.5.

Tổng quan về phương pháp tái cấu trúc tia hình nón....................21

3.6.

CT xoắn ốc 16 lớp: tái cấu trúc đa mặt phẳng thích nghi.............22

3.6.1.

Lý thuyết......................................................................................22

3.6.2.

Chất lượng ảnh, mặt cắt độ nhạy lớp và độ phân giải ngang........25

3.6.3.

Thuộc tính....................................................................................29

4.

CT đa lớp đồng bộ điện tim cho ứng dụng vùng tim-ngực......................30
4.1.

Điện tâm đồ kích hoạt và điện tâm đồ cửa...................................30

4.2.

CT xoắn ốc điện tim cửa 4 lớp: tái cấu trúc thích nghi thể tích
30

4.3.

CT xoắn ốc điện tim cửa 16 lớp: thích nghi thể tích tim mở rộng
32

4.4.

Những hạn chế bước....................................................................36

tim

5.

CT xoắn ốc 4 lớp: Phương pháp nội suy bộ lọc z.........................16

Triển vọng trong tương lai của CT y tế...................................................38

2


1. Giới thiệu
Sự ra mắt của CT xoắn ốc vào đầu những năm 1990 đã dẫn đến kết quả là một

sự phát triển cơ bản và sâu rộng của ảnh CT. Lần dầu tiên dữ liệu thể tích có thể thu
được mà không làm mất đi những chi tiết giải phẫu, điều đã đặt nền móng cho sự
phát triển của các kĩ thuật xử lý ảnh ba chiều như dựng hình nhiều mặt phẳng
(multi-planar reformation-MPRs), chiếu cường độ tối đa (Maximum intensity
projections-MIPs), hiển thị ảnh bề mặt tối (surface-shaded display) hay dựng hình
thể tích (volume rederings). Như một ứng dụng quan trọng, CT chụp mạch đã được
thiết lập trong thực tế điều trị. Như một hệ quả của sự gia tăng các yêu cầu điều trị,
CT đơn lớp xoắn ốc giàn xoay 1 giây đã sớm chạm đến giới hạn của nó. Để tránh
những chuyển động nhân tạo và tối ưu liều tương phản, khảo sát theo hình xoắn ốc
lồng ngực và ổ bụng phải được hoàn thành trong thời gian một lần nín thở của bênh
nhân, thường trong khoảng từ 25-30 giây. Nếu trong khoảng quét rộng hơn, như
toàn bộ lồng ngực và ổ bụng (30cm), phải được bao trong khung thời gian này, phải
chọn một bộ chuẩn trực 5-8 mm. Kết quả là một sự không khớp đáng kể của độ
phân giải ngang, nhận diện bởi chiều rộng của các lớp chuẩn trực và độ phân giải
trong mặt phẳng, giá trị xấp xỉ 0.5 - 0.7 mm sử dụng nhân cơ thể chuẩn. Tiếp cận tới
độ phân giải đẳng hướng lý tưởng của việc thu thập các giá trị điểm ảnh thể tích với
kích cỡ có thể so sánh được trong cả ba chiều - chỉ khả thi với CT đơn lớp với việc
giảm đáng kể vùng quét.
Thể tích bao phủ rộng hơn và cải tiến độ phân giải ngang có thể đạt được bằng
cách thu thập song song hơn một lớp và bằng một khoảng thời gian giàn xoay nhỏ
hơn. Bước đầu tiên hướng đến thu thập đa lớp là máy quét CT hai lớp giới thiệu
năm 1993. Vào năm 1998, tất cả các hãng sản suất máy CT lớn giới hiệu hệ thống
CT đa lớp, mang tới cải tiến rõ rệt trong tốc độ, độ phân giải ngang và tận dụng đầu
ra của ống tia. Những hệ thống này thường cung cấp thu thập song song 4 lớp trong
khoảng thời gian xoay 0.5 giây. Sự tăng lên của hiệu suất so với máy CT đơn lớp
cho phép tối ưu trong nhiều phương thức lâm sàng: thu thập song song M lớp cho
kết quả tăng tốc gấp M lần nếu như tất cả các tham số khác, ví dụ như độ dày lớp, là
3

khơng đổi; vì vậy thời gian khám cho cách thức chuẩn có thể giảm một lượng lớn,
điều này có ý nghĩa điều trị quan trọng cho các bệnh nhân chấn thương và bệnh
nhân khơng có khả năng hợp tác. Nói theo cách khác, khoảng quét có thể được bao
hàm trong một khoảng thời gian quét nhất định đã được mở rộng theo hệ số của M,
thích hợp cho giám sát ung thư hay chụp CT động mạch của những bệnh nhân giai
đoạn cuối. Lợi ích điều trị lớn nhất, tất nhiên, đã vượt quá mức khả thi để quét một
thể tích cho trước trong một khoảng thời gian cho trước với một lớp có bề rộng nhỏ
hơn đáng kể, tại độ phân giải ngang cao hơn M lần, để đến gần tới mục tiêu của độ
phân giải đẳng hướng. Khám lồng ngực và ổ bụng giờ đây có thể thường được thực
hiện với lớp chuẩn trực dày 1 hoặc 1.25mm. Như một hệ quả, quan sát và chẩn
đoán dựa trên thể tích trong chế độ thể tích trở thành một thành phần được tích hợp
của quy trình làm việc thơng thường. Những ứng dụng mới đã được giới thiệu trong
thực tế lâm sàng, ứng dụng quan trọng nhất đang là chụp CT tim. Với thời gian
xoay 0.5 giây và phương pháp tái tạo ảnh chuyên dụng, độ phân giải thời gian của
một ảnh có thể giảm xuống 250ms hoặc ít hơn, đã được chứng minh hiệu quả cho
việc chụp ảnh không phụ thuộc chuyển động của tim trong giai đoạn giữa đến cuối
của tâm trương tại nhịp tim thấp cho đến trung bình. Do sự giảm thiểu thời gian
quét với 4 lớp thu thập song song, vùng phủ của toàn bộ thể tích tim với lớp mỏng
(bộ chuẩn trực 4x1 mm) trong khoảng thời gian một lần nín thở trở nên có thực hiện
được. Độ phân giải ngang được tăng lên gộp chung với khả năng phát hiện xuất sắc
ở mức tương phản thấp của hệ thống CT hiện đại cho phép chụp CT động mạch
vành độ phân giải cao. Trong khi đó, nghiên cứu lâm sàng đầu tiên chỉ ra tiềm năng
của CT đa lớp không chỉ phát hiện mà cịn biểu thị đặc trưng mỡ, sợi và vơi hóa trên
động mạch vành theo mật độ CT của chúng.
Mặc cho những tiến bộ hứa hẹn, vẫn cịn những khó khăn lâm sàng và và giới
hạn cho hệ thống CT 4 lớp. Độ phân giải vô hướng đúng nghĩa cho những ứng dụng
thơng thường vẫn chưa hồn tồn đạt được, bởi vì độ phân giải ngang xấp xỉ 1mm
chưa hồn toàn phù hợp với độ phân giải trên mặt phẳng cỡ 0.5 mm. Cho những
nghiên cứu lâu dài, như chụp CT động mạch ngoại vi, ngay cả lớp dày hơn (bộ
chuẩn trực độ dày 2.5mm) cũng phải được chọn để cho thời gian quét chấp nhận

4


được. Thời gian quét vẫn thường quá dài cho CT động mạch hoàn toàn trong chu kỳ
động mạch. Cho một máy chụp CT động mạch cho vòng Willis (động mạch cung
cấp máu cho não), cho từng thực thể, vùng quét xấp xỉ 100mm phải được bao phủ.
Với quét 4 lớp tại chuẩn trực độ rộng 1mm dùng bước 1.5 và thời gian giàn xoay
0.5 giây cần xấp xỉ 9 giây, không đủ nhanh để tránh lớp phủ tĩnh mạch giả sử một
vịng tuần hồn máu não ít hơn 5 giây. Trong khám tim, stents hay động mạch vơi
hóa nghiêm trọng đến giờ chưa thể quan sát được hoàn toàn và chịu "giãn nở", chủ
yếu do hiện tượng thể tích từng phần như một hệ quả của độ phân giải ngang chưa
đủ tốt. Cho bệnh nhân có nhịp tim cao hơn, việc lựa chọn cẩn thận khoảng tái cấu
trúc riêng biệt cho động mạch vành trái và phải là bắt buộc, cho đến giờ đầu ra cho
phân tích khơng được đảm bảo cho trường hợp này. Thời gian quét xấp xỉ 40 giây
để bao phủ hết tồn bộ thể tích tim (12 cm) với chuẩn trực 4 x 1mm nằm trong một
khoảng nín thở và nó cũng đơi khi là vấn đề cho bệnh nhân khơng thể hợp tác hồn
tồn.
Kết quả là việc cần nhiều hơn 4 lớp song song với chuẩn trực nhỏ hơn
milimet cho những ứng dụng lâm sàng thơng thường là bước tiếp theo trong q
trình hướng tới quét CT đa lớp đúng nghĩa, dẫn tới sự ra đời của hệ thống CT 16 lớp
năm 2001. Để cải tiến độ phân giải thời gian của chụp ảnh tim một cách ổn định
lâm sàng, thời gian giàn xoay giảm cịn 0.42 giây.
Trong tổng quan của chương này, chúng tơi tập trung vào cơ sở kỹ thuật của
CT đa lớp, cùng với chúng áp dụng để thiết lập hệ thống quét 4 lớp cũng như 16
lớp. Chúng tôi đưa một cái hình tổng quan về thuộc tính hệ thống và thiết kế bộ
nhận dạng, phân biệt giữa bộ nhận dạng mảng cố định và mảng thích nghi. Chúng
tơi thảo luận liều hiệu quả và một cách ngắn gọn kĩ thuật giảm liều khám. Chúng tôi
mô tả kĩ thuật quét đa lớp xoắn ốc và kĩ thuật tái tạo ảnh. Chúng tơi chỉ ra rằng góc
hình nón của tia đo có thể không cần quan tâm trong thiết lập hệ thống CT 4 lớp.
Chúng tôi giới thiệu một kiểu tái tạo đa lớp xoắn ốc mới, phương pháp nội suy lọc

z, phương pháp hiện nay đã được làm chuẩn cho hầu hết máy quét 4 lớp, kể cả trong
các hãng sản xuất khác nhau. Chúng tơi minh họa chùm tia hình chóp được xem xét
cho hệ thống 16 lớp, dẫn tới các phương pháp tái tạo ảnh mới như chia ngăn đơn
5


lớp cải tiến, tái tạo thích nghi đa mặt phẳng hay chiếu 3 chiều ngược. Chúng tơi nói
thêm chi tiết về điện tâm đồ dạng cửa quét xoắn ốc với tốc độ giàn quay được tăng
lên. Chúng tôi thảo luận ngắn gọn ứng dụng lâm sàng và kết thúc với cái nhìn vào
tiềm năng xa hơn trên con đường phát triển của CT y tế.

2. Thiết kế đầu dò, liều sử dụng và hiệu quả liều, mơ hình giảm
liều
2.1.

Thiết kế đầu dị

Cho mục đích điều trị, phải có chiều rộng lớp khác nhau để tối ưu sự thỏa hiệp
giữa tốc độ quét, độ phân giải ngang và nhiễu ảnh cho mỗi ứng dụng. Với đầu dò
CT đơn lớp, chiều rộng lớp đã được chuẩn trực khác nhau đã đạt được bằng chuẩn
trực trước bệnh nhân của chùm tia X. Một mơ hình cơ bản nhất của đầu dị CT M
lớp bao gồm M hàng đầu dò: chỉ cho M = 2, tất nhiên, chiều rộng lớp khác nhau có
thể được nhận biết bằng chuẩn trực trước bệnh nhân. Cho các trường hợp M lớn
hơn 2, nguyên tắc thiết kế đơn giản này đạt đến giới hạn của nó. Nó phải được thay
thế bằng mơ hình có tính mềm dẻo hơn yêu cầu nhiều hơn M hàng đầu dò để cùng
lúc thu thập M lớp. Tín hiệu của các hàng đầu dị đó được gộp khác nhau tùy theo
chùm tia chuẩn trực đã chọn. Cho những hệ thống CT 4 lớp đã thiết lập, hai loại đầu
dò khác nhau thường được sử dụng. Mảng đầu dò cố định gồm phần tử đầu dị với
kích cỡ bằng nhau về chiều ngang. Một ví dụ tiêu biểu (GE light-speed) có 16 hàng
đầu dị, mỗi hàng định nghĩa chiều rộng lớp đã chuẩn trực 1.25mm tại tâm của

chuyển động quay. Tổng vùng phủ trong chiều ngang là 20mm tại tâm vơ hướng; do
sự phóng đại hình học, đầu dị thực tế chiều có rộng xấp xỉ gấp đôi. Bằng việc
chuẩn trực trước bệnh nhân và sự gộp chung các tín hiệu của những hàng đầu dò
độc lập, những chiều rộng lớp sau đây (đo tại tâm vơ hướng) có thể được nhận thấy:
4x1.25mm; 4x2.5mm; 4x3.75mm; và 4x5mm. Mảng đầu dị thích nghi bao gồm
những hàng đầu dị với kích thước khác nhau về chiều ngang. Ví dụ tiêu biểu
(Seimens SOMATOM Senstation 4) có 8 hàng đầu dò. Chiều rộng của chúng ở
chiều ngang trong khoảng từ 1 đến 5mm (tại tâm vô hướng) và cho phép những
chiều rộng lớp đã chuẩn trực sau: 2x0.5mm; 4x1mm; 4x2.5mm; 2x8mm; và
2x10mm (hình 1.1b). Mảng đầu dị thích nghi được thiết kế để tối ưu hiệu quả liều,
6


bởi vì độ rộng của các hàng đầu dị được làm cho phù hợp với các chùm tia chuẩn
trực sẵn có và những vết cắt khơng cần thiết và vùng chết được loại bỏ. Sự lựa chọn
chiều rộng lớp chuẩn trực xác định độ phân giải ngang nội tại của một lần quét.
Trong chế độ "bước và chụp" trên trục, bất cứ số nhân của nào chiều rộng chuẩn
trực một hàng đầu dị có thể đạt được bằng cách thêm vào các tín hiệu đầu dị trong
suốt q trình tái cấu trúc ảnh. Trong chế độ xoắn ốc, chiều rộng lớp hiệu quả, được
định nghĩa là toàn bộ chiều rộng tại một nửa cực đại của mặt cắt độ nhạy lớp xoắn
ốc, được điều chỉnh độc lập trong quá trình nội suy xoắn ốc trong suốt quá trình tái
cấu trúc ảnh; tuy nhiên, từ bộ dữ liệu tương đương cả lát hẹp cho độ chi tiết có
tương phản cao hay một đầu vào cho xử lý 3D sau đó và lớp rộng cho các thông tin
tương phản thấp và/hoặc tổng quan và in phim đều có thể được tham chiếu.

7


Hình 1: Ví dụ về mảng đầu dị cố định và mảng đầu dị thích nghi được sử dụng trong hệ
thống CT 4 lớp và 16 lớp thương mại

Những hệ thống CT 16 lớp được giới thiệu gần dây thường có mảng đầu dị
thích nghi. Ví dụ tiêu biểu (Siemens SOMATOM Sensation 16) dùng 24 hàng đầu
dò. 16 hàng ở giữa xác định độ rộng lớp chuẩn trực 0.75mm tại tâm vơ hướng, và 4
hàng phía ngồi ở cả hai bên xác định chiều rộng lớp chuẩn trực 1.5mm. Tổng vùng
phủ trên chiều ngang là 24mm tại tâm vô hướng. Bằng sự gộp chung phù hợp của
những tín hiệu của những hàng bộ nhận, 12 hoặc 16 lớp với chiều rộng chuẩn trực
0.75 hoặc 1.6 mm có thể thu thập song song. Một thiết kế tương tự (GE Lightspeed 16) cung cấp 16 lớp với chiều rộng lớp chuẩn trực 0.625 mm hoặc 1.25mm.

8


2.2.

Liều và hiệu quả liều

Hình 2: Mặt cắt liều cho hệ thống CT 4 lớp và 16 lớp với chiều rộng chuẩn trực bằng nhau
của một hàng đầu dị. Đóng góp tương đối của vùng nửa tối biểu thị liều lãng phí, giảm đi khi tăng
số lượng lớp thu thập song song

Với hệ thống quét CT đa lớp sự tăng liều nhất định so với CT đơn lớp là
không tránh khỏi do tính nguyên lý vật lý cơ bản. Mặt cắt liều chuẩn trực là hình
thang theo chiều ngang. Điều này là một hệ quả của điểm tiêu cự có chiều dài hữu
hạn và sự chuẩn trực trước bệnh nhân. Bên phía cao ngun (cạnh trên song song)
của hình thang, tia X được phát ra từ tồn bộ diện tích của điểm tiêu cự chiếu sáng
bộ nhận. Trong vùng nửa tối, chỉ có một phần bị chặn bởi bộ chuẩn trực trước bệnh
nhân. Với CT đơn lớp, toàn bộ mặt cắt liều hình thang có thể đóng góp vào tín hiệu
bộ nhận và chiều rộng lớp chuẩn trực xác định như là chiều rộng tại một nửa cực
đại của hình thang này. Với CT đa lớp, chỉ vùng cao nguyên của mặt cắt liều có thể
được dùng để đảm bảo mức tín hiệu bằng nhau cho tất cả các lớp bộ nhận. Vùng

nửa tối phải được bỏ qua hoặc bởi bộ chuẩn trực sau bệnh nhân hoặc bởi nội tại tự
chuẩn trực nội tại của bộ nhận đa lớp, và thể hiện liều "lãng phí". Những đóng góp
liên quan của vùng nửa tối tăng lên khi giảm chiều rộng lớp, và nó giảm khi tăng số
lượng các lớp thu thập song song. Điều này được minh họa bằng hình 1.2, hình vẽ
so sánh mặt cắt liều "chiều rộng tối thiểu" cho một hệ thống CT 4 lớp và một hệ
thống CT 16 lớp tương ứng có cùng chiều rộng chuẩn trực của một lớp bộ nhận.
Một cách tương ứng, tận dụng liều của một hệ thống CT 4 lớp tiêu biểu
(SOMATOM Sensation 4, Siemens, Forchheim, Đức) là 70% với chuẩn trực và
85% cho chuẩn trực 4x2.5mm. Một hệ thống CT 16 có thể so sánh được
9


(SOMATOM Sensation 16) có một sự tận dụng liều 76% và 82%, lần lượt cho
chuẩn trực 16x0.75mm và 85 và 89% cho chuẩn trực 16x1.5mm phụ thuộc vào kích
thước điểm tiêu cự (lần lượt là lớn và nhỏ). Một cách định lượng lâm sàng thích hợp
cho liều là thước đo liều chụp cắt lớp vi tính có trọng số(CTDI w), được đo đạc sử
dụng bộ đo Lucite 16cm cho đầu và bộ đo Lucite 32cm cho thân. CTDI w được xác
định bằng 1/3 của giá trị CTDI ở tâm cộng với 2/3 vùng ngồi bộ đo. Hình 1.3 chỉ
thể hiện CTDIw cho bộ đo 32cm ở thân như một hàm của tổng chiều rộng chuẩn
trực của đầu dò cho hệ thống CT 4 lớp và hệ thống CT 16 lớp. Với 16 lớp thu thập
dữ liệu song song, chuẩn trực phụ mức mm có sẵn tại hiệu quả liều hợp lý và do vậy
sẵn sàng cho qt thơng thường.

Hình 3: CTDIw của bộ đo cơ thể 32 cm như một hàm của tổng chiều rộng lớp chuẩn trực
các lớp đầu dị cho hệ thống CT 4 lớp và 16 lớp

2.3.

Mơ hình giảm liểu

Khả năng quan trọng nhất cho giảm liều chính là sự đáp ứng của liều với kích
thước bệnh nhân. Như một "qui tắc ngón tay cái" (rule of thumb - quy tắc được thừa
nhận rộng rãi nhưng không chứng minh), liều cần thiết để duy trì nhiễu ảnh khơng
đổi phải được tăng gấp đơi nếu đường kính cơ thể bệnh nhân tăng thêm 4cm. Một
cách tương ứng, cho những bệnh nhân nhỏ hơn kích thước trung bình 4cm, liều
bằng một nửa chuẩn là hiệu quả cho chất lượng ảnh đầy đủ, liều này vẫn rất lớn
trong quét cho bệnh nhi. Hầu hết các nhà sản xuất máy CT vì vậy đưa ra một
phương thức chuyên dụng cho bệnh nhi, ví dụ như liều khuyến nghị theo cân nặng
10


của trẻ. Với khảo sát tương phản cao, ví dụ như CTA, giảm điện thế ống tia xuống
80 hoặc 100 kV cho kết quả tỉ lệ tương phản trên nhiễu được tăng lên nếu liều được
giữ nguyên. Tương ứng, cho tỉ lệ tương phản trên nhiễu tương đương liều bệnh
nhân cũng có thể được giảm. Các nghiên cứu lâm sàng cũng đã chứng minh một
khả năng giảm liều đi xấp xỉ 50% khi dùng 80kV thay cho 120kV trong CTA. Thực
tế, dịng cực đại tại 80kV, thường khơng đủ hiệu quả cho những bệnh nhân béo phì,
giới hạn ứng phổ ứng dụng. Trong trường hợp đó, một điện thế tức thời, ví dụ như
100kV, hữu ích trong ứng dụng trong CTA lồng ngực hoặc CTA tim. Trong phương
pháp điều chế liều giải phẫu học, đầu ra ống tia được thích nghi với hình khối của
bệnh nhân trong mỗi lần quay của máy quét để bù vào sự biến thiên mạnh của suy
hao tia X trong những vùng cơ thể không đối xứng như vai hay xương chậu. Phụ
thuộc vào vùng cơ thể, liều có thể được giảm 15-35% khơng giảm chất lượng ảnh.
Trong những cách tiếp cận kỹ lưỡng hơn, đầu ra ống tia điều chỉnh theo hình khối
bệnh nhân theo chiều ngang để giữ liều đầy đủ khi di chuyển tới những vùng khác,
ví dụ từ lồng ngực tới vùng bụng (điều khiển độ sáng tự động). Trong trường hợp
đặc biệt của quét xoắn ốc điện tim cửa cho những ứng dụng tim mạch liều có thể
giảm 30-50% bằng cách sử dụng điều chế điều khiển bởi điện tim. Trong khi quét
xoắn ốc, đầu ra ống tia X được điều chế dựa theo điện tim của bệnh nhân. Nó được
giữ ở giá trị danh định trong suốt quá trình một pha định nghĩa bởi người dùng của

chu kỳ tim, thông thường từ giữa đến cuối pha tâm trương. Trong phần còn lại của
chu kỳ tim, đầu ra được giảm còn 20% của giá trị danh định. Dòng ống tia không tắt
mà giữ 20% giá trị danh định để cho phép tái cấu trúc ảnh trong suốt toàn bộ chu kỳ
tim. Thậm chí tỉ lệ tín hiệu trên nhiễu của chúng giảm đi, ảnh liều thấp hiệu quả đủ
cho đánh giá chức năng.

3. CT đa lớp xoắn ốc thông thường
3.1.

Định nghĩa bước xoắn ốc

Một thông số quan trọng để đặc trưng cho một phép quét xoắn ốc là bước. Dựa
theo thống số kỹ thuật của ICE, bước p được cho bởi công thức:

11


Định nghĩa này được dùng cho CT đơn lớp cũng như đa lớp. Nó chỉ ra liệu thu
thập dữ liệu xảy ra với khoảng hở (p > 1) hay với xếp chồng theo chiều ngang (p <
1). Với chuẩn trực 16x0.75 mm, và bàn đưa vào 18mm trên một lần xoay, bước là
p=18/12=1.5. Với chuẩn trực 4x1mm và bàn đưa vào 6mm trên một lần xoay, bước
cũng là p = 6/4=1.5. Trong những ngày đầu của CT 4 lớp, thuật ngữ bước thể tích
đã được giới thiệu, dùng chiều rộng của một lớp đơn ở mẫu sỗ. Cho một chuẩn trực
chùm tia 16x0.75mm, chùm tia bao gồm 16 chùm tia con, mỗi cái 0.75mm tại tâm
xoay. Với bàn đưa vào mỗi lần xoay 18mm, bước thể tích là pvol = 18/0.75=24. Cho
lợi ích của sự rõ ràng, bước thể tích khơng cịn được sử dụng.

3.2.

Vấn đề góc hình chóp và phương pháp tái cấu trúc đa

lớp
Phương pháp tái cấu trúc ảnh hai chiều được sử dụng trong những máy quét
thương mại đang có, ví dụ như tái cấu trúc chập ngược, yêu cầu tất cả các tia đo
đóng góp vào một ảnh để chạy trong một mặt phẳng thẳng góc với trục ngang của
bệnh nhân (trục z). Trong CT các hệ thống CT đa lớp, điều kiện này bị vi phạm.
Hình 1.4 chỉ ra hình khối của máy quét 4 lớp: tia đo đạc bị nghiêng bằng góc hình
chóp so với mặt phẳng thẳng góc trục bệnh nhân. Như phép xấp xỉ đầu tiên, góc
chóp được bỏ qua trong các phương pháp tái cấu trúc CT đa lớp: các tia được coi
như chúng đi thẳng góc với trục z và thuật toán cấu trúc ảnh hai chiều điều chỉnh
được sử dụng. Dữ liệu, tất nhiên, là sau đó khơng thích hợp. Điều này đưa ra sự
tăng lên của ảnh hưởng góc hình chóp tại những đối tượng độ phân giải cao như là
xương: nếu như vị trí của ống tia X và bộ nhận được hoán đối, cùng giá trị đo được
thu thập với một hệ thống CT đơn lớp nhưng lại khơng với CT đa lớp do góc hình
chóp của tia đo. Những lớp với chiều rộng lớp danh định s, định nghĩa như là độ
rộng của một nửa cực đại của mặt cắt độ nhạy lớp xoắn ốc tại tâm vô hướng, chịu
suy giảm từ việc mở rộng và suy giảm của mặt cắt độ nhạy lớp xoắn ốc. Độ mở
rộng lớp cắt là một chỉ số tốt để chỉ ra rằng liệu nó đã hợp lý để bỏ qua góc nón của
tia đo đạc cho một hình khối máy quét đã cho. Cho hàng ngoài cùng của một máy
CT đa lớp, cho bởi:

12


trong đó RF là khoảng cách tiêu cự tâm vơ hướng, R FOV là đường kính của góc nhìn
qt.

Hình 4: Hình khối của một máy quét 4 lớp minh họa vấn đề góc chóp: tia đo bị nghiêng bởi
góc nón so với mặt phẳng giữa. Nếu vị trí của ống tia X và đầu dị hốn đổi cho nhau, sẽ thu được
giá trị đo khác

Nó đã được chứng minh rằng tỉ lệ không nên vượt quá 1 để giữ cho ảnh
hưởng chùm tia hình nón ở mức cho phép cho CT y tế. Sử dụng hình khối thơng
thường của một hệ thống CT (R FOV = 250mm và RF ~ 600mm) ta đạt được số lượng
tối đa lớp thu cùng lúc nhỏ hơn hoặc bằng 4. Như một hệ quả, phương pháp tái cấu
trúc ảnh của tất cả máy CT thương mại 4 lớp hoặc nhiều hơn lờ đi góc hình chóp
của chùm tia và cả mở rộng kỹ thuật nội suy đơn lớp xoắn ốc 180 hay 360 độ thành
quét xoắn ốc đa lớp, hoặc họ đưa ra phương pháp tiếp cận nội suy bộ lọc z tổng quát
hóa. Một ví dụ cho cách tiếp cận bộ lọc z là nội suy đáp ứng trục của SOMATON
Sensation 3. Trong khi những cách tiếp cận này là đủ cho 4 lớp, chúng sẽ dẫn đến
ảnh hưởng và giảm chất lượng ảnh nếu áp dựng cho quét xoắn ốc với 8 lớp hoặc
nhiều hơn. Điều này có thể chứng mình bằng mơ phỏng và tái cấu trúc dữ liệu CT
cho hình khối máy quét ảo với chuẩn trực 4x1, 8x1, 12x1 và 16x1. Dữ liệu đã tính
tốn của một bộ đo toán học vùng bụng, tất cả tại bước 1.5 cho khối hình tương
ứng, đã được tái cấu trúc sử dụng MLI 180 độ. Hình 1.5 thể hiện hình dựng lại
nhiều mặt phẳng xiên của ảnh. Chất lượng ảnh của hệ thống 4 lớp ảo ở mức chuẩn
13


lâm sàng chấp nhận được. So sánh với đó, ảnh dựng lại của máy quét 8 lớp cho thấy
những đường sọc và giảm thơng tin hình khối của xương sườn. Cho máy qt 16
lớp, chất lượng ảnh khơng cịn chấp nhận ở mức lâm sàng. Cho những hệ thống CT
8, 12 hay 16 lớp, góc chóp của tia khơng thể còn bị bỏ qua và những phương pháp
tái cấu trúc điều chỉnh là cần thiết. Hai loại thuật toán tái cấu trúc chùm tia hình
chóp hiện tại đang được triển khai trong những hệ thống 16 lớp hiện đại nhất. Loại
đầu tiên sử dụng chiếu ngược 3 chiều và tổng qt hóa thuật tốn Feldkamp, thuật
tốn ban đầu giới thiệu cho qt phép qt chùm tia hình nón tuần tự, cho quét xoắn
ốc. Phương pháp tái cấu trúc ảnh thứ hai dựa trên thuật toán lớp rung, cái mà chia
tái cấu trúc 3 chiều thành một chuỗi tái cấu trúc 2 chiều trên từng phiến ảnh trung
gian độc lập đáp ứng sự uốn cong cục bộ của đường xoắn ốc. Một ví dụ là AMPR

được triển khai trong SOMATOM Sensation 16.

Hình 5: Trên: Mơ hình tốn học của bộ đo mơ phỏng lồng ngực người. Dưới: Hình dựng
nhiều mặt phẳng cho máy quét CT ảo với chuẩn trực 4x1, 8x1, 12x1, 16x1 mm. Nội suy đa lớp
tuyến tính 180 độ bỏ qua góc chóp của tia đo đã được dùng để tái cấu trúc ảnh của CT xoắn ốc đa
lớp với bước 1.5

14


3.3.

CT xoắn ốc 4 lớp: Nội suy đa lớp 180 và 360 độ

3.3.1.Lý thuyết
Phương pháp tái cấu trúc xoắn ốc nội suy tuyến tính đơn lớp 360 và 180 độ có
thể được mở rộng cho quét xoắn ốc đa lớp một cách trực tiếp. Cả nội suy đa lớp
tuyến tính được đặc trưng bởi một phép nội suy chiếu tuyến tính giữa hai tia của hai
bên của mặt phẳng ảnh tại z ima. Góc chóp của tia đo khơng được đưa vào để tính, và
các tia được coi như chúng di chuyển thẳng góc tới trục bệnh nhân. Để tính tốn
cho hình khối đa lớp, phép nội suy khơng chỉ giới hạn tới dữ liệu đến từ cùng lớp
đầu dò. Thay vào đó phép nội suy có thể cũng được thực hiện giữa hai tia của lớp
khác nhau, nếu những tia này gần nhất với mặt phẳng ảnh cho góc chiếu đang xét.
Trong phương pháp tái cấu trúc xoắn ốc nội suy đa lớp 360 độ, các tia tại cùng
góc chiếu trong các lần xoay liên tiếp của máy quét được dùng cho nội suy xoắn ốc.
Một cách toán học, cho mỗi góc chiếu chỉ tia được đo tại , k nguyên, có thể đóng
góp cho ảnh. k=0 có nghĩa rằng phép nội suy được thực hiện giữa hai tia của hai lớp
đầu dò khác nhau đo song song tại cùng góc chiếu.
Trong phương pháp tái cấu trục xoắn ốc nội suy đa lớp 180 độ, cả tia trực tiếp
và tia phần bù được sử dụng cho nội suy xoắn ốc. Sau một nửa chuyển động của

máy quét, ống tia X và bộ nhận sẽ hốn đổi vị trí, và tia trung tâm, lúc này sẽ được
gọi là tia phần bù, được đo theo cùng chiều của tia trực tiếp tương ứng. Do hình
khối phân kỳ sự tương quan này chỉ phù hợp cho tia trung tâm. Những tia không
phải trung tâm có góc tỏa tia bù khơng đạt được sau chính xác một nửa vịng
chuyển động của máy qt, nhưng sau . Một cách tốn học, cho mỗi góc chiếu an,
tất cả tia đo tại và tại , (3), k nguyên, là phần nội suy tiềm năng. Từ tất cả những tia
này, 2 tia được chọn nằm gần nhất với mặt phẳng ảnh. Ngược với nội suy đơn lớp
xoắn ốc tuyến tính 180 độ, phần nội suy ln ln đo tại góc chiếu đối diện, phần
nội suy trong nội suy đa lớp xoắn ốc tuyến tính 180 độ có thể được đo tại góc đối
diện hoặc góc chiếu tương ứng. Như một hệ quả của loại hình lấy mẫu z phức tạp và
sai lệch từ CT xoắn ốc đơn lớp, những mặt cắt độ nhạy lớp xoắn ốc cho nội suy đa
lớp tuyến tính 180 độ khơng cần thiết phải nhỏ hơn cái tương ứng cho nội suy đa
15


lớp tuyến tính 360 độ. Nội suy đa lớp tuyến tính 180 và 360 độ cho 4 lớp xoắn ốc
được minh họa sơ bộ trong hình 1.6

Hình 6: Nơi suy tuyến tính đa lớp 180 và 360 độ ví dụ cho một hệ thống CT 4 lớp có bước
0.75. Góc chiếu của bốn lớp 4 đầu dò được chỉ ra như một hàm của vị trí trục z tương đối của
chúng. Với nội suy đa lớp tuyến tính 360 độ các tia với cùng góc chiếu được sử dụng, các tia có thể
lấy từ các vịng quay liền nhau hoặc từ các hàng đầu dò khác nhau trong cùng một lần quay. Với
Nội suy đa lớp tuyến tính 180 độ, tia từ phía đối diện đươc sử dụng, các tia dịch 180 độ bởi tâm
quay.

3.3.2.Thuộc tính
Tổng kết, nội suy đa lớp tuyến tính 180 và 360 độ đặc trưng bởi những thuộc
tính sau:
1. Chiều rộng lớp hiệu quả d ( chiều rộng tại một nửa cực đại của mặt
cắt độ nhạy lớp xoắn ốc) là một hàm phức tạp của bước xoắn ốc biến

thiên giữa d = 1.27 s tại bước chẵn và giá trị nào đó nhỏ hơn (d nhỏ
nhất bằng s) , s là độ rộng lớp chuẩn trực của bộ nhận.
2. Nhiễu ảnh cho dòng ống tia cố định là một hàm phực tạp của bước
xoắn ốc. Tất cả giá trị bước chẵn cho thấy nhiễu thấp. Giữa các mức
đó, nhiễu tăng đáng kể
3. Tương tự như CT đơn lớp, liều cho dòng ống tia cố định giảm đều
khi tăng bước.
4. Xoắn giả tượng tăng dần khi tăng bước.

16


Như một hệ quả của thuộc tính này, máy CT 4 lớp dựa trên kỹ thuật nội suy đa
lớp tuyến tính 180 hay 360 độ thường gợi ý một vài giá trị bước rời rạc cho người
dùng, ví dụ như 0.75 và 1.5. Những giá trị bước này nhằm mục đích đưa ra cách lấy
mẫu tối ưu theo chiều ngang và do đó cũng là chất lượng ảnh.

3.4.

CT xoắn ốc 4 lớp: Phương pháp nội suy bộ lọc z

3.4.1.Lý thuyết
Để duy trì sự lựa chọn tự do của bước, phương pháp tái cấu trúc ảnh xoắn ốc
đa năng hơn là cần thiết. Trong tái cấu trúc ảnh đa lớp xoắn ốc bộ lọc z, nội suy
xoắn ốc cho mỗi góc chiếu khơng cịn bị giới hạn cho hai tia gần nhất tới mặt phẳng
ảnh. Thay vào đó, tất cả trong một khoảng cách có thể chọn lựa |z max| từ mặt phẳng
ảnh đóng góp vào ảnh. Vẫn vậy, góc chóp của tia đo được bỏ qua. Một bộ dữ thiệu
thô 2 chiều ở hình khối song song tại vị trí ảnh mong muốn z ima được tạo ra bằng
cách cộng đóng góp từ tất cả các phép chiếu tại góc chiếu tương ứng hay đối diện.
Trọng số của đóng góp phụ thuộc vào khoảng cách của tia đo tương ứng từ mặt

phẳng ảnh. Hàm trọng số có thể lựa chọn, cho phép điều chỉnh cả dạng hàm và độ
rộng tại một nửa cực đại của mặt cắt độ nhạy lớp xoắn ốc. Một ví dụ tiêu biểu của
phương pháp bộ lọc z là nội suy trục thích nghi được triển khai trên SOMATOM
Sensation 4, minh họa ở hình 1.7. Giá trị zmax càng lớn thì mặt cắt độ nhạy lớp
xoắn ốc càng rộng. Dạng chức năng của mặt cắt độ nhạy lớp có thể điều chỉnh bằng
cách sử dụng hàm trọng số tuyến tính hoặc khơng tuyến tích thích hợp, những hàm
này được lưu trong các bảng vì thế dễ dàng thay đổi. Với nội suy trục thích nghi,
một mơ hình mới của quét đa lớp xoắn ốc được giới thiệu: bước xoắn ốc được lựa
chọn tự do, dạng chức năng của mặt cắt độ nhạy lớp và độ nhạy lớp hệ quả, là độ
rộng tại một nửa cực đại của cấu hình độ nhạy lớp, khơng phụ thuộc vào bước
xoắn ốc. Một lý do chủ yếu tại sao cấu hình độ nhạy lớp khơng phụ thuộc vào bước
xoắn ốc có thể nhận thấy là cách lấy mẫu với nhiều lớp dọc theo trục z. Mặc dù
cả đường lấy mẫu và mật độ lấy mẫu biến thiên với bước xoắn, khoảng cách lấy
mẫu ở tâm của phép quay không bao giờ lớn hơn chuẩn trực chùm tia con cho bất
kỳ bước nào lớn hơn 2. Để đạt tới mặt cắt độ nhạy lớp là không đổi, dạng chức năng
và chiều rộng của hàm trọng số xoắn ốc thích nghi tự động với bước xoắn. Hình 1.8
17


chỉ ra mặt cắt độ nhạy của những lớp 2mm (cho chuẩn trực 4x1mm) cho những giá
trị bước đã chọn. Như một kết quả của chiều rộng lớp xoắn ốc khơng phụ thuộc vào
bước xoắn ốc, nhiễu ảnh với dịng ống tia cố định sẽ giảm khi giảm bước xoắn ốc
do tăng sự xếp chồng của thu nhận thông tin xoắn ốc. Ở SOMATOM Sensation 4,
dòng ống tia đáp ứng tự động với bước của phép xoắn ốc để bù vào tích lũy liều
và để giữ cho nhiễu ảnh khơng đổi. Người dùng lựa chọn một sản phẩm có thời gian
dòng (mAs) hiệu quả, sản phẩm cũng được gọi là "mAs thể tích". Dịng ống tia
sau đó được điều chỉnh tự động theo bước và thời gian quay theo công thức
(4)
Như một hệ quả của công thức (4), liều bệnh nhân không phụ thuộc vào bước
p. Chỉ số liều CT trọng số CTDIw của một phép khảo sát tính bằng:

(5)
trong đó (CTDIw)n tính bằng mGy/mAs. Giá trị n trong chỉ số mang ý nghĩa
cho chuẩn hóa. Liều xoắn ốc cũng vì thế mà là hằng số và bằng với liều của phép
quét tuần tự với cùng mAs. CTDIw theo công thức trên gọi là "CTDI thể tích".

18


Hình 7: Ví dụ tái cấu trúc nội suy bộ lọc z (nội suy đáp ứng trục) cho hệ thống CT 4 lớp
bước 0.75. Đóng góp của tất cả các tia cùng vị trí hay góc chiếu đối diện đều được sử dụng. Trọng
số của đóng góp phụ thuộc vào khoảng cách của tia đo tương úng tới mặt phẳng ảnh. Hàm trọng
số h(z) có thể lựa chọn.

Hình 8: Mặt cắt độ nhạy lớp của lớp 2mm cho giá trị bước chọn trước của nội suy đáp ứng
trục

19


Hình 9: a: Mặt cắt lớp 3mm cho chuẩn trực 4x1 và 4x2.5mm. b: ảnh của một bộ đo ngực
với chiều rộng lớp 3mm đạt được bằng chuẩn trực 4x2.5mm tại bước 0.75 (trên) và 4x1mm tại
bước 1.75 (dưới). Mặc cho bước lớp hơn, ảnh của chuẩn trực 4x1mm cho ít ảnh hưởng nhân tạo
hơn.

20


3.4.2.Thuộc tính
Tổng kết lại, quét xoắn ốc đa lớp sử dụng nội suy trục thích nghi đặc trưng
bởi những thuộc tính sau:

1. Chiều rộng lớp hiệu quả d (độ rộng tại một nửa cực đại của cấu
hình độ nhạy lớp xoắn ốc) không phụ thuộc vào bước xoắn,
bước được lựa chọn liên tục từ trong dải từ 0.5 - 2. cho mỗi phép
chuẩn trực (4x1 hay 4x2.5) trong một khoảng chiều rộng lớp khác
nhau là phù hợp cho phép tái cấu trúc cũ.
2. Nhiễu ảnh cho mAs hiệu quả cố định không phụ thuộc vào bước
xoắn ốc.
3. Liều cho mAs hiệu quả cố định không phụ thuộc vào bước xoắn ốc
và bằng với liều của một phép quét tuần tự với cùng mAs.
4. Ảnh hưởng xoắn ốc tăng đều với việc tăng bước.
Độ phân giải nội tại của một phép quét đa lớp xoắn ốc được xác định bởi sự
lựa chọn phép chuẩn trực, ví dụ 4x1 hoặc 4x2.5 mm. Chỉ chiều rộng lớp bằng hoặc
lớn hơn chuẩn trực chùm tia con có thể tái cấu trúc lại như cũ. Cụ thể, độ rộng lớp
xoắn ốc 1, 1.25, 1.5, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8 và 10mm là phù hợp cho chuẩn trực
4x1mm. Ảnh với chiều rộng lớp khác nhau có thể tạo được từ cùng bộ dữ liệu CT
thô, cái mà đã được sử dụng rộng rãi trong thực tế điều trị. Trong nhiều trường hợp,
cả lớp dày cho xem trực tiếp và lên phim và lớp mỏng như đầu vào cho xử lý 3
chiều đều hay được tái cấu trúc. Theo một cách khác, chiều rộng lớp cho trước có
thể đạt được từ các chuẩn trực khác. Chuẩn trực hẹp được ưa dùng cho tối ưu chất
lượng ảnh do sự hạn chế của hiệu ứng thể thích không gian. Hơn nữa, một mặt
cắt độ nhạy lớp gần với hình chữ nhật hơn có thể được tạo ra. Hình 1.9a chỉ ra
những mặt cắt độ nhạy lớp của lớp 3mm cả cho chuẩn trực 4x1 và 4x2.5 mm. Hình
1.9b chỉ ra lớp trục 3mm của bộ đo bụng quét với chuẩn trực 4x2.5mm và với chuẩn
trực 4x1 mm. Mặc cho bước cao hơn, ảnh có được từ chuẩn trực 4x1 mm cho ít ảnh
hưởng hơn. Tương tự như CT xoắn ốc đơn lớp, chuẩn trực hẹp ở bước cao được ưa
thích hơn chuẩn trực rộng ở bước thấp để giảm ảnh hưởng. Cách hạn chế tốt nhất
của ảnh hưởng xoắn ốc đạt được là sử dụng cả chuẩn trực hẹp liên quan đến chiều
21

rộng lớp và giảm bước xoắn. Trong thông thường, tùy theo giao thức lâm sàng như
khảo sát xương sống và hộp sọ dựa trên một tổ hợp của chuẩn trực hẹp và bước
thấp, nhưng khuyến nghị lựa chọn giá trị bước cố định, lựa chọn này đợc cho là sẽ
cho kết quả tối ưu ở cách lấy mẫu trục z và giảm ảnh hưởng xoắn ốc.

3.5.

Tổng quan về phương pháp tái cấu trúc tia hình nón

Cho một máy qt từ 8 lớp trở lên, các phương pháp tái cấu trúc điều chỉnh đã
tính chùm tia hình chóp của tia đo nên được xem xét. Một số thuật toán tái cấu trúc
chùm hình nón cho qt trục và xoắn ốc đã được cơng bố trước đó. Gần như tất cả
chúng khó áp dụng vào CT y học. Phương pháp tái cấu trúc xoắn ốc chính xác, dựa
trên phép đảo Radon 3 chiều, đưa ra giải pháp chính xác trên lý thuyết của vấn đề
tái cấu trúc chùm tia nón. Chúng tính toán rất tốn tài nguyên và thời gian tái cấu
trúc cho kết quả cách xa để có thể chấp nhận được ở mơi trường lâm sàng. Gần đây,
một thuật tốn tái cấu trúc đa lớp xoắn ốc chính xác khơng dựa trên phép đảo Radon
3 chiều ngược được đưa ra bởi KATSEVICH (2002). Phương pháp này thể
hiện đặc điểm hứa hẹn liên quan đến độ phức tạp tính tốn. Mặc dù những thuật
tốn này về lý thuyết khơng chính xác, ảnh hưởng "nhân tạo" có thể được điều
khiển cho số lượng trung bình lớp thu thập song song và được giữ ở mức có thể
chấp nhận cho CT y tế. Thuật toán Feldkamp, tái cấu trúc chập/chiếu ngược được
đưa ra cho quét trục, có thể mở rộng cho quét đa lớp xoắn ốc. Sử dụng các tiếp cận
này, tia đo được chiếu ngược lại vào một thể tích 3 chiều dọc theo đường đo, theo
cách này tính tốn hình khối chóp của chúng. Phép chiếu ngược 3 chiều phụ thuộc
và yêu cầu phần cứng chuyên dụng để đạt tới thời gian tái cấu trúc ảnh chấp nhận
được. Phương pháp hay thuật toán lắc lư thể hiện đặc điểm hứa hẹn về chất lượng
ảnh. ASSR cụ thể là một phương pháp hiệu quả để chia tái cấu trúc 3 chiều thành
một chuỗi tái cấu trúc 2 chiều thông thường ở những mặt phẳng ảnh chồng nhau,
cách này lấy được lợi ích từ những phương pháp tái cấu trúc 2 chiều rất nhanh đã

được thiết lập. Không may, phương pháp và cả ASSR chịu hai điểm yếu: chúng
không cho phép chọn bước xoắn ốc tự do theo yêu cầu lâm sàng của phép khảo sát;
thay vào đó, chúng tối ưu cho bước xấp xỉ 1.5. Ngay cả ở bước tối ưu, tận dụng liều
chỉ giới hạn ở 70% cho chùm bộ nhận tia phân kỳ tiêu chuẩn, điều này là vấn đề cho
22


CT y tế. Thuật toán ASSR, tuy vậy, là một bước trung gian quan trọng trong con
đường hướng tới tái cấu trúc đa mặt phẳng thích nghi, phương pháp sẽ bỏ qua
những giới hạn này và đã được triển khai ở hệ thống CT 16 gần đây SOMATOM
Sensation 16)

3.6.

CT xoắn ốc 16 lớp: tái cấu trúc đa mặt phẳng thích

nghi
3.6.1.Lý thuyết
Trong ASSR, một khoảng không gian quét (~240 độ) dùng cho tái cấu trúc
ảnh. Mặt phẳng ảnh khơng cịn thẳng góc với trục bệnh nhân; thay vào đó, chúng
được nghiêng để hợp với đường xoắn ốc của điểm tiêu cự (nhìn hình 1.10 cho máy
quét 16 lớp tại bước 1.5) Cho mỗi góc nhìn trong khoảng khơng gian qt này, điểm
tiêu cự nằm trong hoặc gần mặt phẳng ảnh, tia đo sẽ chạy trong hoặc rất gần với
mặt phẳng ảnh là phù hợp cho tái cấu trúc ảnh. Đây là những điều kiện yêu cầu cho
một phép tái cấu trúc chập/chiếu ngược hai chiều chuẩn. Trong bước tái định hình z
cuối cùng, ảnh trục bình thường được tính tốn bằng một phép nội suy giữa những
mặt phẳng ảnh nghiêng trung gian. ASSR so sánh với vài phương pháp tái cấu trúc
ảnh gần tương đương, và nó đã được chứng minh đem lại chất lượng ảnh tại chi phí
tính tốn chấp nhận được. ASSR gặp phải giới hạn của nó khi bước xoắn được giảm
để sử dụng phép thu xếp chồng xoắn ốc. Một máy thu 16 lớp tại bước xoắn 0.5, hai

vòng quay đầy đủ (720 độ) của dữ liệu xoắn ốc đa lớp phải được sử dụng cho mỗi
ảnh để chắc chắn tận dụng liều hồn tồn, và khơng có cách nào nghiêng một mặt
phảng ảnh để khớp với trục xoắn ốc. Một giải pháp cho vấn đề này đã được tìm ra
trong thuật tốn tái cấu trúc đa mặt phẳng thích nghi; thay vì sử dụng tất cả dữ liệu
sẵn có cho một ảnh đơn, nó được phân phối tới vài ảnh từng phần trong mặt phẳng
ảnh xiên đơi, các mặt phẳng này thích nghi một cách độc lập với đường xoắn ốc.
Mỗi trong số những ảnh từng phần này đều có cùng góc chiếu tham chiếu. Để đảm
bảo đầy đủ tận dụng liều, số lượng ảnh mỗi góc chiếu tham chiếu cũng như chiều
dài của khoảng dữ liệu mỗi ảnh phụ thuộc vào bước xoắn ốc. Số lượng ảnh biến
thiên từ 5, mỗi cái dùng 360 độ của dữ liệu đa lớp xoắn ốc, tại giá trị bước rất thấp,
tới 2, mỗi cái sử dụng 240 độ của dữ liệu xoắn ốc đa lớp, tại giá trị cao của bước >
23


1. Ảnh cuối cùng với đầy đủ tận dụng liều được tính tốn bằng phép nội suy trục z
giữa những mặt phẳng ảnh từng phần nghiêng. Tương tự như phương pháp nội suy
trục thích nghi, hình khối và độ rộng của hàm nội suy có thể chọn được, và các mặt
cắt độ nhạy lớp và chiều rộng lớp có thể dễ dàng điều chỉnh trong bước nội suy z.
Hơn nữa, bằng cách đáp ứng tự động dạng chức năng của hàm nội suy với bước
xoắn, mơ hình xoắn ốc được giới thiệu với với nội suy trục thích nghi có thể được
duy trì với tái cấu trúc đa mặt phẳng thích nghi. Tương tự với nội suy trục thích
nghi, nhiễu ảnh cho dòng ống tia cố định sẽ giảm khi giảm bước do sự tăng thu thập
xoắn ốc xếp chồng. Thay vào đó, dịng ống tia (mA) được thích nghi tự động với
bước của phép quét xoắn ốc theo công thức (4) để bù cho liều tích lũy và duy trì
nhiễu ảnh khơng đổi. Mơ hình của "mAs hiệu quả" hay "mAs thể tích" được giới
thiệu ở phần 3.4.1 cũng phù hợp cho tái cấu trúc đa mặt phẳng thích nghi.

Hình 10: Phương pháp ASSR cho một hệ thống CT 16 lớp tại bước 1.5. Đường xanh biểu
diễn đường xoắn ốc của tiêu cự. Bên phải, một phép chiếu tới mặt phẳng chứa trục z được biển
diễn, đường xoắn ốc biển diễn như một hình sin. Một khoảng quét từng phần (240o được đánh dấu

màu đỏ) được sử dụng cho tái cấu trúc ảnh. Mặt phẳng ảnh trung gian không cịn thẳng góc với
trục bệnh nhân; thay vào đó, chúng được nghiêng để khớp với đường xoắn ốc của tiêu điểm.

24


Hình 11: Phương pháp tái cấu trúc đa mặt phẳng thích nghi (AMPR). Bước đầu tiên, dữ
liệu đa lớp xoắn ốc được sử dụng để tái cấu trúc vài ảnh từng phần trên mặt phẳng ảnh nghiêng
đôi, các mặt phẳng này đáp ứng độc lập với đường xoắn ốc. Mỗi ảnh từng phần này có cùng góc
chiếu tham chiếu, nói cách khác chúng tỏa ra như các trang của một cuốn sách.

Hình 12: Phương pháp tái cấu trúc đa mặt phẳng thích nghi (AMPR). Bước thứ 2 ảnh cuối
cùng sẽ tận dụng liều hồn tồn được tính tốn bằng phép nội suy trục z giữa những ảnh từng
phần được nghiêng.

25