Chương 11 Diagnostic Radiology Physics: A Handbook for Teachers and Students

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

----

BÀI DỊCH CƠNG NGHỆ CHẨN ĐỐN HÌNH ẢNH I:
CHỦ ĐỀ : COMPUTED TOMOGRAPHY
(Tài liệu :Chương 11 -Diagnostic Radiology Physics: A Handbook for Teachers and
Students)

Giáo viên hướng dẫn: TS Nguyễn Thái Hà
Sinh viên thực hiện : Nguyễn Thành Luân
SHSV

:

20132450

Lớp

: KT ĐT TT 02- K58

Hà Nội, 01/2017
1


Mục Lục
11.1 Giới thiệu.....................................................................................................................................4
11.2. Nguyên lý của CT........................................................................................................................4
11.2.1.Chiếu tia X, suy giảm và thu nhận của mặt cắt truyền động..............................................4
11.2.2. Đơn vị Hounsfield....................................................................................................................6

11.3. Hệ thống hình ảnh CT................................................................................................................8
11.3.1. Cấu hình lịch sử và hiện tại....................................................................................................8
11.3.2. Hệ thống phát và giá đỡ..........................................................................................................9
11.3.3. Các ống tia X và máy phát điện...........................................................................................10
11.3.4. Chuẩn trực và lọc...................................................................................................................10
11.3.5. Detectors.................................................................................................................................10
11.4. Tái tạo ảnh và quy trình thu nhận.........................................................................................13
11.4.1. Khái niệm chung....................................................................................................................13
11.4.2. Không gian đối tượng, không gian hình ảnh và khơng gian Radon................................14
11.4.3. Chiếu lại lọc và tái tạo khác..................................................................................................15
11.5. Thu nhận....................................................................................................................................21
11.5.1. Quét chiếu X quang...............................................................................................................21
11.5.2. Axial CT scan..........................................................................................................................21
11.5.3. CT Xoắn ốc.............................................................................................................................23
11.5.4. MDCT......................................................................................................................................24
11.5.5. CT tim......................................................................................................................................24
11.5.6. CT huỳnh quang và thủ tục can thiệp.................................................................................25
11.5.6.1. CT có cản quang.................................................................................................................26
11.5.7. Ứng dụng đặc biệt..................................................................................................................27
11.6. Chất lượng hình ảnh CT..........................................................................................................28
11.6.1. Chất lượng hình ảnh..............................................................................................................29
11.6.2. Nghiên cứu quan sát trong lâm sàng...................................................................................32
11.6.3. Ảnh hưởng tiếp nhận dữ liệu và xây dựng lại các thơng số về chất lượng hình ảnh.....33
11.6.4 Dị vật.......................................................................................................................................35
TÀI LIỆU THAM KHẢO.................................................................................................................37

2


Danh mục các từ viết tắt

CT - Computed tomography
FOV - field of view

: vùng chiếu

MDCT - multidetector row ct

: CT đa lát

FT -Fourier Transform

: biến đổi Fourier

SPR -scan projection radiograph : quét chiếu Xquang
AEC- automatic exposure control : Hệ thống chiếu tự động
MTF-modulation transfer function :
Psf -point spread function

Hàm điều biến

: Hàm suy điểm

3


11.1 Giới thiệu
Sau khi giới thiệu lâm sàng vào năm 1971 chụp cắt lớp vi tính (CT) phát triển từ
một phương thức X ray bị giới hạn hình ảnh trục của bộ não trong X quang thần kinh
thành 3-D toàn bộ hình ảnh cơ thể phương thức linh hoạt cho một loạt các ứng dụng
bao gồm cả ung thư mạch máu X quang tim mạch Chấn thương và X quang can

thiệp. CTđược áp dụng để chẩn đoán và theo dõi các nghiên cứu về bệnh nhân, để
lập kế hoạch xạ trị, và thậm chí để sàng lọc sức khỏe bệnh nhân với các yếu tố nguy
cơ cụ thể.

11.2. Nguyên lý của CT
11.2.1.Chiếu tia X, suy giảm và thu nhận của mặt cắt truyền
động
Quá trình thu nhận ảnh ct liên quan đến việc đo tia X truyền qua một bệnh nhân
cho một số lượng lớn các quan điểm ảnh. Từ mỗi điểm được thực hiện bằng cách sử
dụng một vòng cung dầu dò bao gồm 800-900 dò các yếu tố (dels), gọi tắt là dãy
detector . Sự luân phiên của ống tia X và detector xung quanh bệnh nhân, một
số lượng lớn các điểm có thể thu được. việc sử dụng của hàng chục hoặc thậm chí
hàng trăm hàng dị thẳng dọc trục quay cho phép thu lại nhanh chóng (Hình. 11.1).
đã mô tả truyền được sử dụng để tái tạo lại hình ảnh ct, bao gồm một ma trận của
các yếu tố hình ảnh (pixel) (xem mục 11.3).

Hình. 11.1. thu nhận hình ảnh CT cho thấy sự lây truyền của tia X thông qua các
bệnh nhân bằng sử dụng dãy detector (a), với vòng quay của ống tia X và
detector (b) và đa lát (c).
4


Các giá trị được gán cho các điểm ảnh trong một hình ảnh ct liên quan
với sự suy giảm của các mô tương ứng, hoặc cụ thể hơn, để họ tuyến tính suy giảm
hệ số μ (m-1) (xem mục 2.3.1). sự suy giảm tuyến tính hệ số phụ thuộc vào thành
phần của vật liệu, mật độ của vật liệu và năng lượng photon, theo định luật Beer
(11.1)
Trong đó I(x) là cường độ của chùm tia X suy giảm, I0 là tia X không bị suy giảm
và x độ dày của vật liệu .Lưu ý là định luật Beer chỉ mô tả suy giảm của chùm sơ
cấp và khơng tính đến cường độ của bức xạ tán xạ sinh ra. Để sử dụng trong các

chùm tia X đa năng lượng, định luật Beer nên được lấy tích phân trên tất cả năng
lượng phô-ton đưa vào quang phổ tia X. Tuy nhiên, được đưa vào phương pháp
( xem phía dưới ) phát triển cho thuật toán xây dựng lại ct,được hiểu là khơng dùng
cơng cụ trực tiếp; thay vào đó là dùng chương trình để tính tốn theo định luật
Beer có thể được áp dụng sử dụng một giá trị đại diện cho năng lượng phơ - ton số
trung bình của quang phổ tia X. Giả định này gây ra sự thiếu chính xác trong việc
tái thiết và dẫn đến các nhiễu. Khi một chùm tia X được truyền qua các bệnh nhân,
các mô khác nhau là gặp phải với hệ số suy giảm tuyến tính khác nhau. nếu theo
con đường bệnh nhân trong khoảng từ 0 đến d, sau đó cường độ của tia suy yếu tia
X,truyền một khoảng cách d, có thể được thể hiện như sau:

(11.2)
Sau khi một hình ảnh CT tạo ra bao gồm một ma trận điểm ảnh, bệnh nhân quét
cũng có thể được coi như được tạo nên từ một ma trận của sự suy giảm tuyến tính
khác nhau khối lượng hệ số yếu tố (voxel). hình 11.2 cho thấy một ma trận đơn giản
4 × 4 đại diện cho các phép đo truyền dọc theo một dịng. cho một ví dụ rời rạc,
phương trình cho sự suy giảm có thể được thể hiện như:

5


Hình.11.2. Các nguyên tắc của sự suy giảm của tia tia X trong một đơn giản 4 × 4
ma trận.
Mỗi phần tử trong ma trận có thể, về nguyên tắc, có một giá trị khác nhau của các
tuyến liên quan hệ số suy giảm.Từ trên, có thể thấy rằng các dữ liệu cơ bản cần thiết
cho ct là cường độ của chùm tia X suy yếu và không bị suy yếu, tương ứng I (d) và
I0, và rằng chúng có thể đo đươc. sau đó các kỹ thuật tái tạo ảnh có thể áp dụng để
lấy được các ma trận hệ số suy giảm tuyến tính, đó là cơ sở của hình ảnh ct.

11.2.2. Đơn vị Hounsfield

Trong hình ảnh ct, các ma trận hệ số suy giảm tái cấu trúc tuyến tính (Μmaterial)
được biến đổi thành một ma trận tương ứng của đơn vị Hounsfield (Humaterial),
HU được thể hiện tương đối so với sự suy giảm tuyến tính hệ số của nước ở nhiệt
độ phịng (μwater):

Từ đó cho thấy HU water = 0 (μmaterial = μwater), HUair = -1000 (μmaterial = 0)
và HU = 1 được kết hợp với 0,1% của hệ số suy giảm tuyến tính của nước.
bảng 11.1 cho thấy giá trị điển hình cho các mơ cơ thể. từ định nghĩa của các HU,
nó sau đó cho tất cả các chất trừ nước và khơng khí, biến thể của các giá trị HU xảy
ra khi họ được xác định ở điện áp ống khác nhau. Lý do như một chức năng của
6


năng lượng photon, các chất khác nhau thể hiện một mối quan hệ phi tuyến tính hệ
số suy giảm tuyến tính của họ trong tương quan với các nước. Hiệu ứng này là nhất
đáng chú ý đối với các chất có một số nguyên tử có hiệu quả tương đối cao, chẳng
hạn như độ tương phản tăng cường máu và xương
BẢNG 11.1. GIÁ TRỊ TIÊU BIỂU HU VÀ KHOẢNG CÁC GIÁ TRỊ CHO
CÁC MÔ KHÁC NHAU
Chất
Xương nhỏ gọn
Gan
Máu
Thận
Cơ
Não, chất xám
Não, chất trắng
Nước
Chất béo
Phổi

Khơng khí

HU
1000 (300-2500)
+60 (50-70)
55 (50-60)
+30 (20-40)
25 (10-40)
35 (30-40)
25 (20-30)
0
-90 (-100 đến -80)
-750 (-950 đến -600)
-1000

Độ sâu bit tối thiểu mà cần phải giao cho một điểm ảnh là 12, cho phép
việc tạo ra một quy mô Hounsfield rằng khoảng từ -1024HU đến 3071 HU, do đó
bao gồm lâm sàng hầu hết các mơ có liên quan. Một quy mô rộng lớn hơn
Hounsfield với một chút độ sâu 14 là hữu ích cho việc mở rộng quy mơ hu lên đến
15359 HU, do đó làm cho nó tương thích với các vật liệu có mật độ cao và một
tuyến tính cao hệ số suy giảm. Hình ảnh ct thường được nhìn thấy trên một màn
hình sử dụng một tơng màu xám tám bit chỉ cung cấp 256 giá trị màu xám. mỗi
điểm ảnh hu trị sau đó đã phải trải qua một tuyến tính lập bản đồ giá trị 8 bit một
"cửa sổ". Chiều rộng cửa sổ xác định phạm vi của Hus được đại diện bởi các giá trị
ánh xạ (từ màu trắng sang màu đen) và các mức cửa sổ xác định giá trị HU trong
phạm vi chiều rộng cửa sổ lựa chọn.hình tối ưu của các mơ quan tâm trong các hình
ảnh chỉ có thể đạt được bằng cách chọn chiều rộng cửa sổ và cửa sổ cấp thích hợp
nhất. Từ đó cài đặt khác nhau của chiều rộng cửa sổ và mức cửa sổ được sử dụng để
hình dung mơ mềm, mơ phổi hoặc xương. các tông màu xám, theo quy định của cấp
độ cửa sổ và chiều rộng cửa sổ, được thích nghi với cơng việc chẩn đốn và do đó

7


phụ thuộc vào câu hỏi lâm sàng.Trong thực hành lâm sàng, độ lệch đáng kể giữa dự
kiến và các giá trị HU quan sát có thể xảy ra. gây ra cho chính xác như có thể, ví dụ,
được sự phụ thuộc của các giá trị HU trên bộ lọc tái thiết, kích thước của các qt
trường nhìn (FOV), và các vị trí trong FOV qt. Ngồi ra, hình ảnh đồ tạo tác có
thể có ảnh hưởng đến tính chính xác của các giá trị HU. Khi thực hiện các nghiên
cứu lâm sàng theo chiều dọc, ta nên đưa vào tài khoản đó, ngay cả đối với cùng một
máy quét, các giá trị HU cho một loại mơ nhất định có thể thay đổi theo thời gian.
trong đa trung tâm nghiên cứu có liên quan đến máy quét ct khác nhau, cũng có thể
có sự khác biệt lớn trong HU giá trị quan sát. do đó, hình ảnh định lượng trong ct
yêu cầu đặc biệt chú ý và hiệu chuẩn thường xuyên bổ sung của máy quét ct.

11.3. Hệ thống hình ảnh CT
11.3.1. Cấu hình lịch sử và hiện tại
Sau khi nghiên cứu tiền lâm sàng và phát triển trong những năm 1970, CT
phát triển nhanh chóng như là một phương thức hình ảnh khơng thể thiếu trong X
quang chẩn đốn (Bảng 11.2). Nó là ấn tượng để nhận ra rằng hầu hết các công
nghệ hiện đại ct đang được sử dụng trong thực hành lâm sàng hiện nay đã được mơ
tả bởi cuối năm 1983 (Hình. 11.3). Sự phát triển của ct nhiều dãy multidetector
(MDCT)và đa nguồn ct đã được mô tả trong một bằng sáng chế chúng tôi từ năm
1980 [11.1]. bằng sáng chế mơ tả những gì các tác giả gọi là "tốc độ cao nhiều đích
máy quét tia quang tuyến X ". Trong kỹ thuật mua lại ct xoắn ốc (được mô tả trong
Ref. [11.2]), các bằng sáng chế cho rằng "bộ máy cho phép quét xoắn ốc được
thực hiện bằng việc tịnh tiên liên tục của gường ". Xoắn làcon đường của nguồn tia
X liên tục quay nhìn từ quan điểm củabệnh nhân.

8

Hình. 11.3. Các khái niệm về đa nguồn và MDCT quét (bên trái) và các xoắn ốc CT
(bên phải).
Ct tích hợp với một máy quét có khả năng chụp ảnh tồn bộ một khối lượng
trong vịng một phần nhỏ của một giây đã đạt được với việc lắp đặt các động
Reconstructor không gian vào năm 1980 tại bệnh viện Mayo ở USA . Máy quét này
sử dụng 14 ống tia X và 14 bộ tăng hình ảnh và có khả năng ấn tượng thực hiện đối
với vùng phủ sóng và độ phân giải thời với, thậm chí đo theo các tiêu chuẩn hiện
hành. Hiện nay, hầu hết các máy quét là quét MDCT xoắn ốc, nhưng các công nghệ
nguồn kép và quét tích ct đã được thực hiện trên diện rộng.

11.3.2. Hệ thống phát và giá đỡ
Hệ thống phát chứa tất cả các thành phần hệ thống được yêu cầu để chuyển của bệnh

nhân. Kể từ khi di chuyển phải ghi nhận ở góc độ khác nhau, các thành phần này
được đặt trên một hỗ trợ trong vịng giá có thể được luân chuyển. Ống tia X với
máy phát điện điện áp cao và hệ thống ống làm mát, ống chuẩn trực, các bộ lọc tia
tạo hình, vịng cung phát hiện và hệ thống thu thập dữ liệu đều được gắn trên giá
này. các kỹ thuật của các thành phần phức tạp, vì họ cần để có thể chịu được lực ly
tâm lớn xảy ra trong quá quay nhanh của các giàn. lực lượng của vài chục G phát
sinh cho lần quay của thứ tự là 0,25 s. Điện thường được cung cấp cho các giàn qua
trượt vịng than. Tín hiệu ghi thường được truyền từ hệ thống chụp với một máy
tính bằng các phương tiện cơng nghệ truyền thơng không dây. Thiết kế và kỹ thuật
của bảng, như với các giàn, rất quan trọng để cho phép mua lại chính xác của dữ
9


liệu ở tốc độ quay cao. Giường đỡ cũng có thể chịu được trọng lượng nặng mà
khơng uốn. vị trí của các bệnh nhân trên bàn có thể được đầu ra trước hay chân đầu
tiên, và nằm ngửa hoặc nghiêng; vị trí này thường được ghi nhận với các dữ liệu

quét.

11.3.3. Các ống tia X và máy phát điện
Do tia X cường độ cao cần thiết cho ct, ống X quang sử dụng một vonfram
anode được thiết kế để chịu được và tản nhiệt cao. Với thời gian chu kì hoạt động
lâu, một hệ thống làm mát buộc phải sử dụng dầu hoặc nước lưu thông qua một
trao đổi nhiệt thường được sử dụng.

11.3.4. Chuẩn trực và lọc
Tia X nên được chuẩn trực với kích thước mong muốn. Chùm chiều rộng trong
trục dọc nói chung là nhỏ; Vì vậy, tia X chuẩn trực chùm thường được nhắc đến như
một chùm quạt. Trong mặt phẳng vng góc với bàn chuyển động, còn được gọi là
x-y hoặc trục máy, các chùm tia được định hình để giảm dải động của tín hiệu được
ghi lại bởi các máy dò. Chùm tia(Bowtie) bộ lọc được sử dụng để đạt được độ dốc
mong muốn, với một trong một số bộ lọc bowtie gắn chuyển vào chùm tia X trong
q trình thu.

11.3.5. Detectors
Các đặc tính vật lý thiết yếu của máy dò ct là một phát hiện tốt hiệu quả và đáp
ứng nhanh chóng với tia X. Hiện nay, detectors rắn được sử dụng, vì họ có một hiệu
quả phát hiện gần 100% so với áp lực cao xenon đầy buồng ion hóa đã được sử
dụng trước đây và rằng có một hiệu quả phát hiện khoảng 70%. dị trạng thái rắn là
thường scintilators, có nghĩa là các tia X tương tác với máy dò tạo ra ánh sáng. Ánh
sáng này được chuyển thành tín hiệu điện, do đó diode tách sóng quang được gắn
vào mặt sau của scintillator, mà cần phải có sự minh bạch tốt để đảm bảo phát hiện
tối ưu. Thường một lưới antiscatter được gắn ở phía trước của máy phát hiện, trong
đó bao gồm những mảnh nhỏ của vật liệu có độ suy giảm cao (Ví dụ vonfram) liên
kết dọc (z) trục dọc của máy quét ct, hình thành 1-D antiscatter lưới. liên tiếp phát
10

hiện bao gồm hàng ngàn dels được phân cách bởi vách được thiết kế để ngăn chặn
ánh sáng được tạo ra trong một del không bị phát hiện bởi dels lân cận. những vách
và các dải lưới antiscatter nên càng nhỏ càng tốt vì chúng làm giảm diện tích hiệu
quả của detector và do đó giảm phát hiện tia X.

Hình 11.4 Module detector cho một 4, 16, 64 và 320 máy qt lát ct. máy dị ct
hồn chỉnh bao gồm nhiều module dò được gắn bên cạnh nhau dọc theo một vòng
cung .
Detector ct cong trong mặt phẳng trục (x-y) và hình chữ nhật dọc (z) trục. Trong
khi hầu hết dels được sử dụng để đo lường hồ sơ truyền dữ liệu (cường độ suy yếu I
(d)), các dels ngoài FOV được sử dụng để đo lường cường độ không bị suy của
chùm tia X (I (0)). do đó, hệ số I (d) / I (0) từ eq. (11.2) có thể dễ dàng ghi lại.
kích thước nhỏ nhất của một đối tượng (d) trong các bệnh nhân có thể được giải
quyết trong tái tạo hình ảnh phụ thuộc vào số lượng và kích thước của dels dọc
máy dị vịng cung, kích thước của các dels dọc theo trục z, số lượng các góc độ mà
dự được ghi nhận trong việc mua lại, và kích thước điểm tiêu cự của tia X
ống. số lượng tối thiểu của dels trong một vòng cung phát hiện bao gồm một FOV
cụ thể nên vào khoảng 2 FOV / d, để giải quyết các đối tượng, d trong tái tạo
hình ảnh. khoảng 800 dels được yêu cầu phải đạt được độ phân giải không gian của
1 mm trong vịng một tái tạo hình ảnh cho một FOV 400 mm. độ phân giải khơng
gian có thể được cải thiện cho một vụ mua lại với một 360º xoay đầy đủ bởi một
biến đổi hình học nhẹ sự sắp xếp của các dels. bằng cách chuyển dels bởi một
khoảng cách bằng một phần tư kích thước của chúng, độ phân giải khơng gian về
mặt lý thuyết có thể đạt được trở nên gấp đơi tốt. Do đó, một sự thay đổi quý dò
thường được thực hiện trong máy quét ct như một quy tắc của ngón tay cái, số
11


lượng các góc độ chiếu cần thiết có thể được xấp xỉ bằng của số dels yêu cầu. Với

các hàng máy dò hiện tại của 800-1000 dels, diện FOV 400 mm, độ phân giải không
gian tốt hơn so với một milimet có thể đạt được.
Hình 11.5 cho thấy cách phủ sóng của máy quét MDCT tăng lên khi
hàng phát hiện tích cực hơn trở nên có sẵn. một việc mua lại điển hình với một đơn
máy quét phát hiện hàng: Bao gồm 5 mm. máy quét ct với bốn hàng phát hiện hoạt
động đạt được một sự cải thiện đáng kể độ phân giải theo chiều dọc. ví dụ, bằng
cách sử dụng bốn hàng dò hoạt động trong một cấu hình mua lại 4 × 1 mm, độ phân
giải khơng gian theo chiều dọc được cải thiện từ 5 mm đến 1,25 mm. trong thực
hành lâm sàng, máy quét ct với bốn hàng dị hoạt tính là yếu được sử dụng để nâng
cao độ phân giải theo chiều dọc, cho phép 3-D trực quan của khối lượng quét. máy
quét ct với bốn máy dị hoạt động hàng cũng có thể được sử dụng để tăng cường
vùng phủ sóng theo chiều dọc, ví dụ, bằng cách chọn 4 × 2 = 8 mm, hoặc thậm chí
một vùng phủ sóng 4 × 4 = 16 mm. nâng cao theo chiều dọc bảo hiểm sẽ cho phép
thời gian quét ngắn hơn nhưng không có lợi ích của việc cải thiện độ phân giải theo
chiều dọc. máy quét ct với 16 hoặc 64 hàng phát hiện hoạt động cho phép mua lại,
ví dụ, 16 × 0,5 = 8 mm và 64 × 0,5 = 32 mm cấu hình. các máy quét cung cấp độ
phân giải không gian theo chiều dọc xuất sắc, chất lượng cao 3-D tái tạo, đồng thời,
giảm thời gian quét. Các máy quét lên đến 64 dòng dò hoạt động MDCT khơng
cung cấp bảo hiểm của tồn bộ cơ quan, và để trang trải các phạm vi quy định, quét
thường là một xoắn ốc mua lại với nhiều phép quay. Với 320 máy dò quét hàng ct,
một luân chuyển đơn cho phép phủ sóng 160 mm, đủ để bao phủ tạng đó như não
hoặc tim trong một vịng quay duy nhất.

12


Hình. 11.5. Vùng quét của máy MDCT tăng khi dãy detector hoạt động

11.4. Tái tạo ảnh và quy trình
11.4.1. Khái niệm chung

Để tái tạo lại một hình ảnh CT, vơ số phép đo của truyền của tia X thông qua cắt
qua bệnh nhân . Thông tin này là cơ sở cho việc xây dựng lại hình ảnh ct. Trước khi
xây dựng lại hình ảnh, logarit của các dữ liệu đo được tính tốn. logarit của (nghịch
đảo) đo truyền bình thường, ln (I0 / I (d)), mang lại một mối quan hệ tuyến tính với
các sản phẩm của μiΔx (eqs (11.2, 11.3)). Người ta có thể xem xét rằng một phép
chiếu lại đơn giản đo thơng tin truyền có thể được sử dụng để xây dựng lại hình
ảnh. Quá trình này được hình dung trong hình. 11,6, trong đó chương trình (a) các
tia chiếu X một lúc nào đó góc tạo ra một hồ sơ cá nhân truyền (b). chiếu lại của
thơng tin nàyphân phối các tín hiệu đo đều trên khu vực ở cùng một góc như chiếu
(c). Về việc bổ sung các dự trở lại của các cấu truyền từ tất cả các góc chiếu, nó trở
nên rõ ràng rằng chiếu lại đơn giản quá trình mang lại một hình ảnh mờ (d). xây
dựng lại chính xác hơn có thể thể thu được bằng cách lọc các hồ sơ trước để sao
13


chiếu. Đây là phương pháp của lọc lại chiếu, được thảo luận trong các phần sau, và
là các tiêu chuẩn kỹ thuật được sử dụng để xây dựng lại hình ảnh trong ct.

Hình. 11.6. Một chiếu lại đơn giản mang lại một hình ảnh rõ hoặc mờ lát cắt ngực
và phổi vẫn có thể được ghi nhận trong các hình ảnh.

11.4.2. Khơng gian đối tượng, khơng gian hình ảnh và không
gian Radon
Để hiểu các kỹ thuật chiếu lại tốt hơn, nó là điều cần thiết để giới thiệu ba lĩnh vực
liên quan đến nhau: (i) khơng gian vật (tuyến tính giá trị suy giảm), (ii) các không
gian Radon (giá trị dự báo, miền này cũng là gọi không gian như sinogram, trong
trường hợp đó tọa độ Descartes được sử dụng) và (iii) các khơng gian Fourier, có
thể bắt nguồn từ khơng gian đối tượng bằng một 2-D (ft).
Hình 11.7 minh họa mối quan giữa ba lĩnh vực cho một góc chiếu với các dự
truyền (b) tại một chiếu cụ thể góc; chiếu này tương ứng với một dịng trong khơng

gian Radon (c). 1-D ft của dòng ghi trong sinogram mang lại một dịng gập góc
trong khơng gian Fourier (d)
Các mối quan hệ giữa ba lĩnh vực, không gian đối tượng, Radon không gian và
không gian Fourier, được minh họa trong hình. 11.8. 2-D Radon chuyển đổi khơng
gian vật vào khơng gian Radon. không gian 2-D Radon là thực sự tạo ra trong ct
scan: dự được ghi lại và lưu trữ như dữ liệu thô trong
không gian 2-D Radon. như sẽ được trình bày trong các phần tiếp theo, sự kết hợp
của FTS 1-D thơng tin truyền ở nhiều góc độ cho phép tạo ra các không gian
Fourier của các không gian đối tượng. một trực giác có thể mong đợi rằng một 2-D
14


FT nghịch đảo của Fourier không gian sẽ được sử dụng trong ct để tái tạo lại không
gian vật. Tuy nhiên, điều này không không mang lại kết quả tốt nhất, kể từ khi
rebinning của Fourier chuyển cong dự, và interpolations liên quan được yêu cầu để
đạt được một không gian Fourier trong tọa độ Descartes, dễ bị kích thích các đồ tạo
tác trong hình ảnh được xây dựng lại (điều này sẽ được giải thích chi tiết hơn trong
phần tiếp theo). một kỹ thuật tốt hơn cho ct tái thiết là sử dụng một chiếu được lọc
lại.

Hình. 11.7. Chiếu (b) được ghi lại bằng máy quét CT (a); một góc chiếu cụ thể
tương ứng với một dịng trong khơng gian Radon (c) và một 1-D FT của dòng ghi
trong sonogram mang lại một dịng trong khơng gian Fourier (d) ở cùng một góc.

11.4.3. Chiếu lại lọc và tái tạo khác
Các phương thức toán học được yêu cầu cho một chiếu lọc lại bao gồm bốn bước,
được xây dựng trong phần dưới đây. Đầu tiên, một ft của không gian Radon nên
được thực hiện (đòi hỏi nhiều FTS 1-D). Sau đó, một cao thơng qua bộ lọc nên
được áp dụng cho mỗi một trong những FTS 1-D. Tiếp theo, một ft nghịch đảo
nên được áp dụng cho các FTS cao qua lọc, để có được một khơng gian Radon

với hồ sơ dự sửa đổi. Cuối cùng, lại chiếu của các cấu lọc sản lượng việc tái thiết
của đối tượng đo. Hình 11.9 minh họa điều này bằng cách hiện dự cách tiếp lọc lại ở
góc độ khác nhau có thể được sử dụng để đạt được sự tái tạo tốt về lĩnh vực khơng
gian. Nó có thể được ghi nhận tại đây giai đoạn đó (theo định lý chập cho FTS) của
bộ lọc mà được áp dụng cho miền Fourier có thể được thay thế bằng một chập trực
15


tiếp hồ sơ trong lĩnh vực với một hạt nhân thích hợp Radon. khơng gian ảnh thường
được biểu diễn trên một lưới điện thường xuyên. để cho hình ảnh 2-D khơng gian
được định nghĩa như ƒ (x, y), trong đó (x, y) là tọa độ Descartes hình chữ nhật. một
đơn chiếu 1-D của khơng gian hình ảnh 2-D với tia cách đều và song song mang lại
một dịng trong khơng gian Radon, thể hiện như chiếu p (t, θ), trong đó t là
khoảng cách từ tia X chiếu vào isocentre và θ là chiếu góc (vả. 11,10). định lý lát
trung ương, cũng được gọi là định lý slice Fourier, nói rằng ft của một chiếu song
song như vậy không gian hình ảnh ở chiếu góc θ sản lượng một dịng trong 2-D
khơng gian Fourier, F (u, v), gập góc ở cùng một góc θ (khơng gian Fourier 2-D đơi
khi cịn được gọi là khơng gian k).

Hình. 11.8. Mối quan hệ giữa 3 không gian, đối tượng không gian, không gian và
Radon không gian Fourier. Lưu ý rằng FT nhiều 1-D của đường trong không gian
Radon cho phép tạo ra các 2-D không gian Fourier (số 1-D biến là bằng với số
lượng thông tin cho phép).

16


Hình. 11.9. Tiếp lọc lại dự có thể được sử dụng để đạt được sự tái tạo tốt
của miền không gian. Các hình ảnh được kết hợp với, tương ứng, 1, 2, 4, 8, 16, 32,
64, 256 và 1024 được lọc lại dự ở các góc độ khác nhau.

Tại góc chiếu θ = 0, chiếu p (x, 0) và dòng tương ứng trong không gian Radon được
mô tả như sau:

FT 1-D đối với x, của chiếu p (x, 0) tại chiếu góc θ = 0 được cho bởi:
(11.6)

17


và 2-D ft F (u, v) của 2-D không gian ảnh ƒ (x, y) tại v = 0 là

nó như thế trở nên rõ ràng rằng FT 1-D đối với x để chiếu góc θ = 0 là bằng với FT
2-D F (u, v) của 2-D không gian ảnh ƒ (x, y) tại v = 0:

Hình. 11.10. Một số khía cạnh hình học của các thế hệ của các cấu truyền dẫn. Các
tọa độ Descartes (x, y) áp dụng cho các không gian ảnh, ƒ. Các tọa độ áp dụng cho
chiếu, p, được t, là khoảng cách từ tia X chiếu vào isocentre, và θ là các góc chiếu.
Kết luận này có thể được tổng quát cho bất kỳ θ góc chiếu và nó như vậy,
cung cấp các bằng chứng cho định lý lát chính. Xây dựng lại có thể như vậy, ít nhất
là về mặt lý thuyết, đạt được đầu tiên của một xây dựng của 2-D không gian Fourier
F (u, v) bởi nhiều FTS 1-D của các cấu chiếu đo theo nhiều dự báo góc độ, và sau
đó bởi một 2-D nghịch đảo ft của không gian Fourier 2-D với 2-D không gian ảnh.
việc lấy mẫu của các không gian Fourier 2-D từ FTS 1-D các dự mang lại một
không gian Fourier 2-D trong tọa độ cực thường xun. Trước 2-D nghịch đảo ft
vào khơng gian hình ảnh, các điểm phân phối thường xuyên trong các vùng cực 2-D
Fourier không gian phải được chuyển đến phân phối thường xuyên điểm trong một

18

Descartes 2-D không gian Fourier. việc chuyển đổi từ một hệ tọa độ cực để một
Cartesian phối hợp hệ thống có thể dẫn đến các đồ tạo tác trong tái tạo hình ảnh,
do thực tế rằng mẫu phân tích của không gian Fourier 2-D là đặc hơn xung quanh
nguồn gốc (tần số thấp), và thưa thớt ở xa xứ (cao tần số) (Hình. 11,11).

Hình. 11,11. CT scan cho ra một mẫu phân phối thường xuyên trong tọa độ cực của
2-D không gian Fourier. Chuyển đổi thành công lấy mẫu phân phối thường xuyên
trong tọa độ Descartes phức tạp, đặc biệt là ở tần số cao hơn .
Xây dựng lại chính xác hơn và thực tế có thể đạt được với các xây dựng được gọi
là chiếu được lọc lại. chiếu lọc lại cũng bắt đầu với FTS 1-D của không gian ảnh,
nhờ đó tạo ra Fourier tương ứng khơng gian, nhưng việc lấy mẫu của 2-D không
gian Fourier F (u, v) được thể hiện trên một cực lưới điện bằng cách sử dụng phối
hợp chuyển đổi: u = ω θcos, v = ω θsin (11.9)
Hình ảnh tái thiết - chiếu lọc trở lại - sau đó thể hiện với:

Trong đó P (ω, θ) là ft 1-D của dự 1-D ở góc θ, và | ω | được gọi là một bộ lọc
đường dốc trong miền tần số.
Trong thực tế, các bộ lọc khác nhau có thể được sử dụng trong việc tái thiết, tùy
thuộc vào đặc tính hình ảnh cần thiết. Bộ lọc (hoặc chập hạt nhân) trong một lọc
19


chiếu lại rằng về mặt lý thuyết mang lại một tái tối ưu là cái gọi là

lọc

Ramachandran-lakshminarayanan, còn gọi là Ram-lak hoặc bộ lọc đường dốc. Nó
cung cấp độ phân giải khơng gian tối ưu trong các hình ảnh được xây dựng lại. Tuy
nhiên, nó cũng mang lại mức độ nhiễu tương đối cao trong những hình ảnh được
xây dựng lại. Một lý thuyết như vậy 'Tối ưu' bộ lọc trong thực hành lâm sàng được

gọi là một bộ lọc sắc nét hoặc xương. Thường xuyên, bộ lọc được sử dụng mà làm
giảm mức độ tiếng ồn trong các hình ảnh được xây dựng lại; các bộ lọc cung cấp
một số roll-off ở tần số cao hơn. Thấp hơn roll-off là đạt được với các bộ lọc shepplong, cung cấp hình ảnh mà ít nhiễu và cung cấp độ phân giải tốt hơn và độ tương
phản thấp độ phân giải khơng gian kém hơn trong các hình ảnh được xây dựng lại;
bộ lọc như vậy là gọi các bộ lọc như bình thường. Thậm chí cịn mạnh roll-off ở tần
số cao hơn dẫn để giảm hơn nhiễu, độ phân giải tốt hơn tương phản thấp. Bộ lọc
như vậy trong các ứng dụng lâm sàng được gọi mô như mềm bộ lọc. máy quét ct
cung cấp nhiều bộ lọc tái thiết được tối ưu hóa cho cụ thể mục đích lâm sàng. có thể
xây dựng lại một ct quét duy nhất với nhau bộ lọc tái thiết, để tối ưu hóa sự hình
dung, ví dụ, cả hai xương và mơ mềm. Các kỹ thuật tái tạo khác như đại số hoặc
xây dựng lại lặp đi lặp lại cũng có thể được sử dụng trong ct một tái đại số có vẻ
hấp dẫn; Tuy vậy, tái đại số thông qua giải quyết phương trình là khơng khả thi
trong lâm sang thực hành, nhờ sự (512 × 512) ma trận lớn được sử dụng trong chẩn
đốn hình ảnh và mâu thuẫn trong các phương trình từ lỗi đo lường và tiếng ồn. Lặp
đi lặp lại (thống kê) tái dựng hiện nay thường được sử dụng trong ct. Các tái lặp đi
lặp lại rất nổi tiếng trong hình ảnh y tế, vì nó là thường xuyên được sử dụng trong y
học hạt nhân. Kỹ thuật lặp đi lặp lại cung cấp những lợi ích tiềm năng trong ct, bao
gồm cả việc loại bỏ các đồ tạo tác vệt (đặc biệt khi ít hơn dự báo góc được sử
dụng), và hiệu suất tốt hơn trong mua ct liều thấp. Tuy vậy, lặp đi lặp lại hình ảnh
được tái cấu trúc có thể bị ảnh hưởng bởi các đồ tạo tác mà khơng có mặt trong lọc
lại hình ảnh chiếu, chẳng hạn như mơ hình răng cưa và overshoots trong các lĩnh
vực của quá trình chuyển đổi cường độ sắc nét. thuật toán tái tạo lặp đi lặp lại là trở
nên phổ biến trong các máy qt ct thương mại và có thể tạo ra hình ảnh nhiễu thấp.

20


11.5. Thu nhận
11.5.1. Quét chiếu X quang
Hình ảnh ct thu lại thường dưới hình ảnh 2-D quét chiếu X quang (SPR) - còn

được gọi là bởi các nhà sản xuất như Scoutview, topogram hoặc scanogram. Các
SPR được thu nhận với phần tĩnh (không xoay) tia X ống, một chùm tia qua chuẩn
trực và một bảng chuyển động. Ống tia X là cố định, nói chung, ở một vị trí mà định
trước hoặc là một phần của bệnh nhân. SPRs được dùng trước khi sử dụng ct scan.
Bắt đầu vị trí cho SPR được xác định bằng X-quang trong việc định vị của bệnh
nhân trên bàn trước khi ct scan. điều này có thể đạt được với các trợ giúp của đèn
định vị laser được gắn bên trong và bên ngoài hệ thống chụp. Mức độ của SPR
thường được xác định trước để thu ảnh ct cụ thể và có thể được điều chỉnh cho từng
bệnh nhân. SPR được thực hiện tại một điện áp trung gian ống (120 kV) và ở một
ống thấp hiện nay (50-100 mA). Các tiếp xúc với bức xạ có liên quan cho các bệnh
nhân là nhỏ so với các bức xạ tiếp xúc từ các ct scan. Chất lượng hình ảnh, đặc biệt
là độ phân giải không gian của SPR là khiêm tốn nhất so với X quang lâm sàng.
SPR được sử dụng để lập kế hoạch các vị trí bắt đầu và kết thúc việc mua lại ct trình
tự (hình 11.12). Hệ thống cho ct lấy được kiểm soát phơi sáng tự động (AEC) thông
tin về việc truyền tải X quang đi qua các bệnh nhân từ SPR và, dựa trên các thông
tin này, các ống tối ưu hiện nay như là một hàm của chiều dọc vị trí của ống tia X
tương đối so với các bệnh nhân được tính tốn.
Hình 11.13 cho thấy sự thích nghi của các phí ống (mas) bởi AEC tại bốn
mức trong một ct xoắn quét. phí ống được gia tăng trong khu vực có độ cao
X quang suy giảm và giảm ở khu vực có độ suy giảm thấp. AEC trong ct thể
cũng bù đắp cho sự khác biệt trong suy giảm tại các góc chiếu khác nhau. Điều này
được gọi là x-y ống trục điều chế hiện hành.

11.5.2. Axial CT scan
Một trục ct quét liên quan đến thu lại của các cấu truyền động với một
xoay ống tia X và một bảng tĩnh. Thu lại một trục thường được thực hiện như sau

21

Hình. 11.12. X quang cho việc lập kế hoạch, tương ứng, CT não, CT ngực và CT
scan cột sống thắt lưng. Các kỹ thuật viên lựa chọn từ X quang CT scan phạm vi tối
ưu, FOV (đánh dấu màu vàng) và gập góc (chỉ người đứng đầu).

Hình. 11.13 Các SPR có thể được sử dụng để đạt được AEC trong CT scan. Các giá
trị mAs là chỉ định ở bốn cấp độ, nhưng trong q trình mua lại xoắn, phí ống liên
tục.
Với 1 lần 360º quay của ống tia X, nhưng để nâng cao độ phân giải thời điều này
có thể được giảm đến một '180º + góc ban đầu' để ngắn hơn. Vịng xoay góc có thể
được mở rộng, ví dụ, một việc thu với 720º để nâng cao thấp đối chiếu độ phân giải
bằng cách cho phép tăng thêm liều (mas). Một lần quét ct thường liên quan đến việc
tịnh tiến trục sau quét qua đối tượng có liên quan. này đạt được bằng cách dịch
chuyển giường sau mỗi tịnh tiến trục. này được gọi là một bước và chụp tịnh tiến.
Thông thường bản ảnh là bằng với độ dày lát cắt, để sau khi thu lại ảnh lát cắt có
thể được tái tạo như hình ảnh tiếp giáp.

22


11.5.3. CT Xoắn ốc
Các ct xoắn quét đã được giới thiệu vào năm 1989, theo đó việc thu nhận với
một ống tia X quay đã được kết hợp với một bảng chuyển động. việc giới thiệu
quét ct xoắn cải thiện hiệu suất của ct đáng kể. Lợi thế quét ct xoắn ốc bao gồm thời
gian quét ngắn hơn và hình ảnh 3-D phù hợp hơn thông tin cho khối lượng quét.
Nhược điểm của quét ct xoắn ốc bao gồm sự ra đời của các đồ tạo tác như các vật
phẩm cối xay gió.

Hình 11.14 Mơ tả hình học của một việc chuyển động xoắn ct (bên phải). quỹ đạo
tròn của tia X
Ống biến thành một vịng xoắn ốc từ góc nhìn của các bệnh nhân. quét xoắn ốc

cho phép việc mua lại của một khối lượng lớn các lợi ích trong vòng một hơi thở và
giữ lại là một điều kiện tiên quyết cho sự phát triển của chất lượng cao tối ưu hóa ở
mỗi cấp trong phạm vi quét. Ct chụp tư động. bản dịch bảng thường được thể hiện
tương đối so với chiều rộng chùm (trong ct lát đơn này bằng với chiều rộng slice):
tỷ lệ của bảng dịch mỗi 360 ° ống xoay tương đối với độ rộng chùm danh nghĩa
trong ct xoắn được gọi là các yếu tố sân. thời gian quay của lát đơn máy quét ct là
1-2 s và độ dày lát (độ rộng chùm danh nghĩa) trong hầu hết ứng dụng lâm sàng là
5-10 mm.

23


11.5.4. MDCT
Mười năm sau sự ra đời của ct xoắn, bước tiếp theo trong công nghệ ct mà cung cấp
các ứng dụng lâm sàng thậm chí cịn mới hơn đã được thực hiện: sự ra đời của máy
quét xoay nhanh MDCT (xem mục 11.3) với 64 hoạt động liền kề mảng của các
máy detetor, cho phép đo đồng thời của một tương ứng số lượng lớn các thông tin
truyền. Đồng thời, thời gian luân chuyển giảm 0,3-0,4s , làm cho nó có thể để qt
gần như tồn bộ cơ thể của một người trưởng thành trong vòng một hơi thở giữ ở độ
dày lát cũng dưới 1 mm. Thu nhận với MDCT máy quét thường thu được trong chế
độ xoắn ốc. Trường hợp ngoại lệ bao gồm độ phân giải cao ct của phổi, và bước tiến
cho ct tim cho cả canxi vành điểm hoặc ct chụp động mạch vành.

11.5.5. CT tim
Ct tim được dựa trên sự đồng bộ của xây dựng lại hình ảnh với các điện (ECG) và
lựa chọn các giai đoạn tim tốt nhất. Hình 11.15 cho thấy tái tạo của trung tâm tại
các giai đoạn khác nhau tim.

24

Hình. 11.15. Việc tái hiện lại trái tim tại các giai đoạn khác nhau tim. Trong ví dụ
này, giai đoạn tim tương ứng với 70% của khoảng thời gian nguy cơ tương đối tạo
ra chuyển động kết quả tốt nhất
Lưu ý sự khác biệt trong mờ của các động mạch vành ở tim khác nhau giai đoạn.
Trong trường hợp này, giai đoạn tim tương ứng với 70% nguy cơ tương đối khoảng
thời gian cho kết quả chuyển động miễn phí tốt nhất (70% đánh dấu sự bắt đầu của
tim khoảng thời gian giai đoạn). Tim có thể được bằng ECG hồi gated
tái tạo và ECG tiềm năng kích hoạt tái tạo. Việc tái hiện lại sử dụng lựa chọn giai
đoạn tim được dựa trên đăng ký của các nguyên dữ liệu và ECG trong một hoặc
nhiều toàn bộ chu kỳ tim Một lợi thế của việc thu nhận như vậy là giảm liều cho
bệnh nhân. một số máy quét ct cho phép quét tiềm năng của toàn bộ trái tim trong
vòng một nhịp tim duy nhất ở giai đoạn còn lại tim chọn trước. Hai ví dụ đáng chú
ý bao gồm hai máy quét ct nguồn nhanh khả năng thực hiện một việc mua lại xoắn
của toàn bộ trái tim, và một máy qt ct rộng hình nón chùm mà thực hiện một vụ
mua lại kết quả. của toàn bộ trái tim trong một vòng quay duy nhất. như cuốn tiểu
thuyết 'nhịp tim duy nhất' kỹ thuật có khả năng giảm liều đáng kể.

11.5.6. CT huỳnh quang và thủ tục can thiệp
Can thiệp trong CT có thể được sử dụng để can thiệp vào hình ảnh hướng dẫn, sử
dụng một kỹ thuật được gọi là ct huỳnh quang. phát triển kỹ thuật trong ct, chẳng
hạn như liên tục xoay ống X quang, thời gian luân chuyển ngắn và phần cứng đủ
nhanh cho thực xây dựng lại hình ảnh thời gian, cung cấp các điều kiện tiên quyết
kỹ thuật cho CT huỳnh quang. phần cứng bổ sung cần thiết cho ct huỳnh quang bao
gồm một thiết bị cho phép hoạt động của máy quét từ bên trong phòng máy quét, và
cài đặt của việc xem màn hình cho phép hiển thị hình ảnh cũng trong phịng máy
qt. hình 11.16 cho thấy một kế hoạch quét được sử dụng để chuẩn bị trước;
các điểm đánh dấu trên da cho phép lập kế hoạch cho các vị trí lối vào của kim
và xác định mục tiêu . Lưu ý rằng nhiễu cao hơn rất nhiều trong hình ảnh của ct
huỳnh quang hướng dẫn so với các chẩn đoán kế hoạch quét. Trong ct huỳnh quang,

chất lượng hình ảnh khiêm tốn thường là đủ và các thủ tục cần phải được thực hiện
bằng một ống nhỏ để giảm tiếp xúc của bệnh nhân và nhân viên.
25