Đề tài: Chụp cắt lớp vi tính

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

BÁO CÁO
CƠNG NGHỆ
CHẨN ĐỐN
HÌNH ẢNH I
Đề tài: Chụp cắt

lớp vi tính

Họ và tên:
Lớp:
MSSV:
Viện:

Nguyễn Mậu Thuyết
KT DTTT 02 – K58
20133849
Điện tử - Viễn thông

GVHD:

TS. Nguyễn Thái Hà

Hà Nội, tháng 1 năm 2017

1

CHƯƠNG 11:
CHỤP CẮT LỚP VI TÍNH (CT)
J. GELEIJNS
Leiden University Medical Centre,
Leiden, Netherlands
11.1. Giới thiệu:
Sau khi được giới thiệu lâm sàng năm 1971, chụp cắt lớp vi tính (CT) đã phát triển từ
phương thức chụp X-quang, bị giới hạn ảnh cắt trục của não bộ trong chụp Rơngen
thần kinh sang phương thức khơng gian 3-D với tồn bộ hình ảnh của cơ thể, tiện lợi
cho một loạt ứng dụng như ung thư, X quang mạch máu, chụp X-quang tim mạch,
chấn thương và X-quang can thiệp. CT được áp dụng cho nghiên cứu chẩn đoán, theo
dõi bệnh nhân, lập kế hoạch xạ trị và cả việc kiểm tra các bộ phận khỏe mạnh của cơ
thể với những nguy cơ cụ thể.
11.2. Nguyên lý chụp CT:
11.2.1. Phương pháp chiếu X quang, sự suy giảm và thu nhận ảnh từ mặt cắt
đường truyền tia X:
Quá trình thu ảnh CT liên quan đến việc đo một số lượng lớn mặt cắt đường truyền tia
X qua bệnh nhân. Hình ảnh từ mỗi mặt cắt thu được bằng cách sử dụng các cung đầu
dò, hay còn gọi là một máy dò theo dãy, bao gồm từ 800 đến 900 đầu dò. Quay vòng
ống phát tia X và cung đầu dị xung quanh bệnh nhân, ta có thể thu được lượng lớn
mặt cắt. Việc sử dụng hàng chục hoặc thậm chí hàng trăm đầu đị liên kết dọc theo trục
quay giúp ta thu được mặt cắt một cách nhanh chóng hơn (hình. 11.1). Mặt cắt đường
truyền tia X thu lại được sử dụng để tái tạo ảnh CT, một ma trận các điểm ảnh (pixel)
(xem phần 11.3)

2


Hình 11.1: Hình ảnh CT thu lại cho thấy đường truyền của tia X qua bệnh nhân bằng
việc sử dụng máy dò theo dãy (a) với ống tia X và máy dò được quay vòng (b) và rất

nhiều đầu dò (c).
Các giá trị gán cho điểm ảnh trong ảnh CT liên quan tới sự suy giảm các mô tương
ứng, cụ thể hơn là với hệ số suy giảm tuyến tính μ (m -1) (xem phần 2.3.1). Hệ số suy
giảm tuyến tính phụ thuộc vào thành phần của vật liệu tia X đi qua. Mật độ của vật liệu
và năng lượng photon, như trong định luật Beer:

Với I(x) là cường độ của các chùm tia X bị suy giảm, I0 là cường độ chùm tia X không
bị suy giảm và x là độ dày của lớp vật liệu. Lưu ý rằng định luật Beer chỉ mô tả sự suy
giảm của các chùm tia sơ cấp mà không đo được cường độ bức xạ tán xạ tạo ra. Để sử
dụng cho chùm tia X đa mức năng lượng, định luật Beer nên được ứng dụng trên tất cả
mức năng lượng photon trong quang phổ tia X. Tuy nhiên, trong phương pháp chiếu
ngược (bên dưới) đã phát triển thuật toán tái tạo ảnh CT, định luật này khơng áp dụng
được; thay vào đó, có một giải pháp thiết thực hơn là giả định định luật Beer được áp
dụng bằng cách sử dụng giá trị đại diện cho năng lượng photon trung bình của quang
phổ tia X. Giả định này gây ra sự thiếu chính xác trong việc tái tạo hình ảnh CT và dẫn
đến làm cứng chùm tia X.
Khi một chùm tia X được truyền qua bệnh nhân, các mơ khác nhau có hệ số suy giảm
tuyến tính khác nhau. Nếu đường truyền tia X qua bệnh nhân có độ dày từ 0 đến d, thì
cường độ tia X bị suy giảm, truyền qua một khoảng d, có thể được biểu thị dưới dạng:
3


Ảnh CT bao gồm một ma trận các điểm ảnh, bệnh nhân được quét qua cũng có thể coi
là được tạo nên từ ma trận của các hệ số suy giảm tuyến tính khác nhau, cịn được gọi
là phần tử thể tích (voxels). Hình 11.2 cho ta một ma trận (4 x 4) đơn giản, phép đo
truyền dọc theo một đường. Phương trình cho sự suy giảm được biểu thị dưới dạng:

Hình 11.2: Nguyên tắc suy giảm của một chùm tia X trong một ma trận 4 x 4. Mỗi
phần tử trong ma trận về nguyên tắc có thể có một hệ số suy giảm tuyến tính khác
nhau

Có thể thấy rằng các dữ liệu cơ bản cần thiết cho chụp CT là cường độ của chùm tia X
bị suy giảm và không bị suy giảm, tương ứng với I(d) và I0, và những cường độ này có
thể đo được. Kỹ thuật tái tạo hình ảnh có thể áp dụng từ ma trận các hệ số suy giảm
tuyến tính, làm cơ sở cho hình ảnh CT.
11.2.2. Đợn vị Hounsfield:
Trong ảnh CT, ma trận của hệ số suy giảm tuyến tính được xây dựng lại (μ vật

liệu

)

chuyển thành ma trận tương ứng của đơn vị Hounsfield (HU vật liệu), tại đó HU có mối
liên hệ với hệ số suy giảm tuyến tính của nước ở nhiệt độ phòng:

4


Ta thấy rằng HUnước = 0 (μvật liệu = μnước), HUkhơng khí = -1000 (μvật liệu = 0) và HU = 1 đã
liên kết với 0,1% hệ số suy giảm tuyến tính của nước. Bảng 11.1 hiển thị giá trị tiêu
biểu cho các mô của cơ thể. Từ định nghĩa của HU, với tất cả các chất trừ nước và
không khí, những thay đổi của giá trị HU xảy ra khi chúng được xác định tại những
giá trị điện áp ống phát tia khác nhau. Lý do là, như một hàm của năng lượng photon,
các chất khác nhau thể hiện một mối quan hệ phi tuyến tính của hệ số suy giảm tuyến
tính với hệ số của nước khác nhau.
Bảng 11.1. Các giá trị HU đặc trưng và phạm vi giá trị của các mô và vật liệu
khác nhau:
Vật Chất
Xương nhỏ
Gan
Máu

Thận
Cơ
Não, Chất xám
Não, Chất trắng
Nước
Mỡ
Phổi
Khơng khí

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

( Giá trị thực của HU phụ thuộc vào thành phần của mô hoặc vật liệu, điện áp ống
Rơnghen và nhiệt độ )
Độ sâu bit tối thiểu được gán cho một điểm ảnh là 12, cho phép tạo ra một quy mơ
Hounsfield có phạm vi từ -1024 HU +3071 HU, do đó sẽ bao gồm các mơ lâm sàng
cần thiết. Quy mô Hounsfield rộng hơn với độ sâu 14 bit sẽ 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 và hệ số suy giảm tuyến tính cao.
Hình ảnh CT thường được nhìn trên màn hình sử dụng một cửa sổ bậc thang xám 8 bit

cho 256 giá trị màu xám. Mỗi giá trị điểm ảnh HU chịu một ánh xạ tuyến tính tới một
5


“cửa sổ” có giá trị 8 bit. Độ rộng cửa sổ cho biết phạm vi HU đặc trưng bởi giá trị ánh
xạ (sắp xếp từ màu trắng tới màu đen) và mức giữa của cửa sổ xác định giá trị trung
tâm của HU trong độ rộng cửa sổ đã chọn. Chỉ có thể đạt được hình ảnh tối ưu của các
mơ một cách rõ nét khi có độ rộng và mức giữa cửa sổ thích hợp. Do đó, người ta sử
dụng các cửa sổ có độ rộng và mức giữa khác nhau để nhìn các mơ mềm, mơ phổi
hoặc xương. Cửa sổ bậc thang xám được xác định bởi mức giữa và độ rộng cửa sổ,
phù hợp với chức năng chẩn đoán.
Trong thực hành lâm sàng, độ lệch giữa giá trị HU dự kiến và giá trị quan sát được
vẫn có thể xảy ra. Ngun nhân dẫn đến sự khơng chính xác này có thể do sự phụ
thuộc của giá trị HU vào các bộ lọc tái thiết, phạm vi quan sát (FOV) và các vị trí
trong phạm vi quan sát. Ngồi ra, vật thu ảnh cũng có thể có ảnh hưởng đến độ chính
xác của giá trị HU. Khi thực hiện các nghiên cứu lâm sàng theo trục dọc cơ thể, nên
chú ý, ngay cả với cùng một máy quét, giá trị HU cho một loại mô nhất định cũng có
thể thay đổi theo thời gian. Trong các nghiên cứu đa trung tâm có liên quan đến máy
quét CT khác nhau, cũng có thể có sự biến đổi đáng kể trong giá trị HU thu được. Do
đó, hình ảnh định lượng trong CT đòi hỏi phải đặc biệt chú ý và thường xuyên bổ sung
các hiệu chuẩn cho máy chụp CT.
11.3. Hệ thống ảnh CT:
11.3.1. Cấu hình của bộ phận thu nhận ảnh trong lịch sử và hiện tại:
Sau khi nghiên cứu lâm sàng và phát triển trong thập niên 1970, CT phát triển nhanh
chóng một phương thức thu lại hình ảnh khơng thể thiếu trong chụp X quang chẩn
đoán (bảng 11.2). Thật ấn tượng để nhận ra rằng hầu hết các công nghệ CT hiện đại
đang được sử dụng trong thực hành lâm sàng hiện nay đã được biết đến từ cuối năm
1983 (Hình. 11.3). Sự phát triển của CT đa dãy đầu dò (MDCT) và CT đa nguồn đã
được mô tả trong sáng chế ở Hoa Kỳ từ năm 1980 [11.1]. Sáng chế đã mô tả những gì
tác giả gọi là " Máy quét X quang cắt lớp tốc độ cao với nhiều mục đích”. Trong việc

tạo ra kỹ thuật CT xoắn ốc (được mô tả trong Ref. [11.2]), sáng chế cho biết "bộ máy
cho phép quét xoắn ốc thực hiện bởi chuyển động liên tục của bàn bệnh nhân". Từ
điểm nhìn trên bệnh nhân, đường mà tia X liên tục quay sẽ có dạng xoắn ốc

6


Hình 11.3. CT đa nguồn và đa đầu dị (trái) và CT xoắn ốc (phải)
Người ta đã tạo ra CT thể tích sử dụng một máy qt có khả năng chụp được tồn bộ
hình ảnh của một khối cơ thể trong vòng chưa đầy một giây qua việc thiết lập công
nghệ tái tạo ảnh động trong không gian vào năm 1980 tại bệnh viện Mayo Clinic ở
Hoa Kỳ. Máy quét sử dụng 14 ống tia X và 14 bóng tăng sáng có hiệu suất cao về
phạm vi và độ phân giải, và ngay cả đối với tiêu chuẩn đo hiện nay.
Hiện nay, hầu hết các máy quét là máy quét MDCT xoắn ốc, tuy nhiên công nghệ
nguồn kép và CT thể tích vẫn được sử dụng với quy mơ rộng.
11.3.2. Dàn quay và bàn bệnh nhân:
Dàn quay chứa tất cả các thành phần mà hệ thống yêu cầu để ghi lại hình ảnh sau khi
quét của bệnh nhân. Hình ảnh sau khi quét được ghi lại ở các góc độ khác nhau, các
thành phần này được gắn trên một bộ phận hỗ trợ trong dàn quay để có thể được luân
chuyển. Các ống tia X với máy phát điện cao áp và hệ thống ống làm mát, ống chuẩn
trực, bộ lọc tia, dãy đầu dò và hệ thống thu dữ liệu đều được gắn trên đó. Cấu trúc kỹ
thuật của các thành phần này khá phức tạp, vì chúng có thể chịu được lực ly tâm lớn
xảy ra trong quá trình quay nhanh của dàn quay.
Điện áp được cung cấp cho dàn quay bằng vịng trượt. Thơng tin ghi lại thường được
truyền từ dàn quay tới một máy tính bằng công nghệ truyền không dây.
Việc thiết kế và cấu trúc kỹ thuật của bàn nằm, cũng như với các dàn quay, rất quan
trọng cho việc thu nhận dữ liệu một cách chính xác ở tốc độ quay cao. Bàn nằm có khả
năng chịu được trọng lượng lớn mà khơng bị uốn cong. Vị trí của bệnh nhân trên bàn

7

có thể là đầu trước hay chân trước, và nằm ngửa hoặc nghiêng; vị trí này thường được
ghi lại trong dữ liệu khi quét.
Bảng 11.2. Tổng quan về sự khác nhau của các cơng nghệ chụp CT:
Cơng nghệ CT

Cấu hình đầu
dị

Hình dạng và độ
rộng chùm tia

Chuyển động
của ống tia X
và đầu dò

Độ dày chùm
tia

Máy quét CT
lâm sàng đầu
tiên, 1974

Một đầu dị
đơn

Chùm tia hình
bút chì, với sự
chuyển đổi của

ống tia X và đầu
dò trong các
bước chuyển
động nhỏ
Một dãy đầu dò Chùm tia hình
với hàng trăm
quạt, với sự bao
đầu dị
phủ đầy đủ của
FOV

Ống tia X và
đầu dị dịch
chuyển một
góc nhỏ

Sự tịnh tiến của
bàn theo từng
nấc nhỏ

Ống tia X và
đầu dị quay
1 góc 3600

Như trên

CT Scanner
xoắn ốc

Như trên

Như trên

Nhiều vòng
quay liên tục
của ống tia X
và đầu dò

Sự dịch chuyển
liên tục của bàn
bệnh nhân

MDCT xoắn
ốc, 1998 ( đa
lát cắt)

Nhiều dãy đầu
dò (4- 64 kênh
hoạt động)

Như trên

Như trên

Như trên

2 chùm tia hình
quạt, với ít nhất
1 chùm bao phủ
đầy đủ FOV

Nhiều vòng
quay liên tục
của ống tia X
và hai máy
dò
Vòng quay
đơn liên tục
của ống tia X
và đầu dò

Như trên

Máy CT cắt
trục

Nguồn kép,
Hai bộ đầu dò
MDCT xoắn ốc với nhiều dãy
đầu dị (32- 64
kênh hoạt
động)
CT thể tích, Nhiều dãy đầu
dị với gần 320
2007
kênh hoạt động
( cắt lớp
khối thể
tích)

Chùm tia hình
nón, bao phủ đầy
đủ thế tích FOV

Bao phủ (160
mm) phạm vi
chiều dọc bởi
các chùm tia
hình nón

11.3.3. Ống tia X và máy phát điện:
Do dòng tia X cao cần thiết cho CT, nên ống tia X sử dụng anot làm bằng Vonfram
được thiết kế để chịu được nhiệt độ nóng chảy lớn. Với chu kì thu nhận liên tục buộc
phải sử dụng hệ thống làm mát bằng dầu hoặc nước lưu thông qua bộ trao đổi nhiệt.
8


11.3.4. Bộ chuẩn trực và lọc:
Tia X nên được chuẩn trực với kích thước mong muốn. Độ rộng chùm tia theo trục dọc
cơ thể là nhỏ; do đó, chùm tia X chuẩn trực thường được nhắc đến như một chùm hình
quạt. Trong mặt phẳng vng góc với bàn chuyển động, còn được gọi là x-y hoặc mặt
phẳng trục, các chùm tia được định hình để làm hẹp dải động của tín hiệu được ghi lại
bởi các đầu dị. Bộ lọc định hình chùm tia được sử dụng để làm cứng chùm tia theo
mong muốn.
11.3.5. Đầu dị:
Các đặc tính vật lý thiết yếu của đầu dò CT là khả năng phát hiện tốt và phản ứng
nhanh với ánh sáng dịu. Hiện nay, các đầu dị bán dẫn được sử dụng, vì chúng có khả
năng phát hiện gần 100% so với áp suất cao, đầu dò xenon được sử dụng trước đây và
có khả năng phát hiện khoảng 70%. Đầu dị bán dẫn gồm có lớp phát quang
(scintillator), có nghĩa là các tia X tương tác với đầu dò tạo ra ánh sáng. Ánh sáng này

được chuyển thành tín hiệu điện, bởi photodiode được gắn vào mặt sau của scintillator,
phải có sự trong suốt tốt để đảm bảo sự phát hiện tối ưu. Thông thường, một lưới
antiscatter được gắn ở mặt trước của đầu dò, gồm những mảnh nhỏ của vật liệu có độ
suy giảm cao (ví dụ vonfram) sắp xếp dọc theo trục dọc (z) của máy CT scanner, tạo
thành một lưới antiscatter 1-D
Một hàng detector bao gồm hàng ngàn del được phân cách nhau bởi vách ngăn để
ngăn ánh sáng được tạo ra trong một del không bị phát hiện bởi các del lân cận. Những
vách ngăn và dải của lưới antiscatter càng nhỏ càng tốt vì chúng làm giảm vùng hiệu
quả của đầu dị tới nhau và do đó làm giảm sự phát hiện các tia X. Hình 11.4 cho thấy
module đầu dò CT 4, 16, 64 và 320 lát cắt. Các đầu dị CT hồn chỉnh gồm nhiều
module đầu dò được gắn cạnh nhau dọc theo một vòng cung.

9


Hình 11.4: Module đầu dị CT 4, 16, 64 và 320 lát cắt ( trái). Đầu dị CT hồn chỉnh
gồm nhiều module đầu dò (phải)
Đầu dò CT được làm cong trong mặt phẳng trục (x-y) và hình hộp chữ nhật dọc theo
trục dọc (z). Trong khi hầu hết các del được sử dụng để đo lường truyền tải dữ liệu ảnh
(cường độ suy yếu I (d)), các del ngoài FOV được sử dụng để đo cường độ không bị
suy yếu của chùm tia X (I (0)). Như vậy, hệ số I (d) / I (0) từ phương trình. (11.2) có
thể dễ dàng ghi lại.
Kích thước nhỏ nhất của một đối tượng (d) bên trong bệnh nhân có thể được xử lý
trong tái tạo ảnh phụ thuộc vào số lượng và kích thước các del dọc theo cung đầu dị,
kích thước của del dọc theo trục z, kích thước tiêu điểm ống tia X. Số lượng tối thiểu
của del trong một cung đầu dò gồm một FOV cụ thể nên vào khoảng 2FOV / d, để xử
lý các đối tượng, d, trong tái tạo hình ảnh. Khoảng 800 del phải có độ phân giải không
gian 1mm cho một FOV 400 mm trong tái tạo hình ảnh. Độ phân giải khơng gian có
thể được cải thiện trong q trình thu nhận với một góc xoay 360º bởi sự sắp xếp đơn
giản của các del. Bằng cách dịch chuyển các del một khoảng cách bằng một phần tư

kích thước của chúng, độ phân giải khơng gian về mặt lý thuyết có thể đạt được gấp
hai lần. Do đó, sự thay đổi cụm đầu dò thường được thực hiện trong máy quét CT. Như
một quy tắc, số góc chiếu cần thiết có thể xấp xỉ bằng số lượng del yêu cầu. Với các
dãy đầu dị hiện nay có 800-1000 del, FOV 400 mm, độ phân giải khơng gian tốt hơn
so với 1 mm có thể đạt được.

10


Hình 11.5. Vùng bao phủ của MDCT tăng khi tăng dãy đầu dị tích cực
Hình 11.5 cho thấy vùng bao phủ của MDCT scanner tăng lên khi có nhiều dãy đầu dị
tích cực. Mỗi dãy đầu dị đơn bao phủ 5mm. CT scan với bốn dãy đầu dị tích cực đã
cải thiện đáng kể độ phân giải theo chiều dọc. Ví dụ, bằng cách sử dụng bốn dãy đầu
dị tích cực trong một cấu hình thu nhận ảnh 4 × 1mm, độ phân giải không gian theo
chiều dọc được cải thiện từ 5mm xuống 1,25mm. Trong thực hành lâm sàng, CT
scanner với bốn dãy đầu dị tích cực chủ yếu được sử dụng để nâng cao độ phân giải
theo chiều dọc, cho ảnh 3-D trực quan của thể tích quét. CT scanner với bốn dãy đầu
dị tích cực cũng có thể được sử dụng để tăng vùng bao phủ theo chiều dọc, ví dụ,
bằng cách chọn 4 × 2 = 8 mm, hoặc thậm chí một vùng bao phủ 4 × 4 = 16 mm. Tăng
vùng bao phủ theo chiều dọc sẽ làm thời gian quét ngắn hơn nhưng không có lợi cho
việc cải thiện độ phân giải theo chiều dọc. Các CT scanner với 16 hoặc 64 dãy đầu dị
tích cực cho phép thu nhận tốt hơn, ví dụ cấu hình 16 × 0,5 = 8 mm và 64 × 0,5 = 32
mm. Các máy này cho độ phân giải không gian tốt theo chiều dọc, chất lượng ảnh 3-D
tái tạo cao, đồng thời giảm thời gian quét. MDCT scanner lên đến 64 dãy đầu dị tích
cực khơng bao phủ được toàn bộ cơ quan, và để bao phủ các phạm vi quy định, máy
quét thường thu nhận bằng cách xoắn ốc với nhiều vòng quay. Với 320 dãy đầu dò của
CT, một vòng quay đơn bao phủ 160 mm, đủ để bao phủ các cơ quan như não hoặc tim
trong một vòng quay duy nhất.
11.4. Tái tạo và xử lý ảnh:
11.4.1. Khái niệm chung:

Để tái tạo lại một ảnh CT, cần vô số phép đo sự truyền tải tia X qua bệnh nhân, dữ liệu
này là cơ sở để tái tạo ảnh CT. Trước khi tái tạo ảnh, một thuật toán của phép đo dữ
liệu được thực hiện, thuật tốn của phép đo (nghịch đảo) truyền tải thơng thường,
trong đó (I0 / I (d)) có một mối quan hệ tuyến tính với (μiΔx) (cơng thức (11.2, 11.3)).
Ta xét phương pháp chiếu ngược đơn giản có thể được sử dụng để tái tạo hình ảnh.
Q trình này được mơ tả trong hình 11.6: cho thấy các tia X (a) ở một góc độ nhất
định tạo ra hình ảnh (b) sau khi chiếu qua. Phép chiếu ngược này phân bổ các tín hiệu
đều trên một diện tích ở cùng một góc độ (c). Việc bổ sung các phép chiếu ngược từ
mọi góc độ khác nhau mang lại một hình ảnh mờ (d). Việc tái tạo chính xác hơn có thể
11


thực hiện bằng cách lọc trước khi chiếu. Đây là phương pháp lọc chiếu ngược, được
thảo luận trong các phần sau, và là tiêu chuẩn kỹ thuật được sử dụng để tái tạo hình
ảnh trong CT.

Hình 11.6: Phép chiều ngược đơn giản mang lại một hình ảnh mờ. Đường nét của
ngực và phổi vẫn được ghi lại trong hình ảnh.
11.4.2. Khơng gian vật, khơng gian hình ảnh và khơng gian Radon:
Để hiểu các kỹ thuật của lọc chiếu ngược hơn, ta có ba miền khơng gian liên quan đến
nhau: (i) khơng gian vật (giá trị suy hao tuyến tính), (ii) không gian Radon (giá trị dự
báo, miền này cũng được nhắc đến như khơng gian sinogram, trong trường hợp đó tọa
độ Descartes được sử dụng) và (iii) không gian Fourier, có thể được bắt nguồn từ
khơng gian vật bằng 2-D (FT).
Hình 11.7 minh họa mối tương quan giữa ba miền cho một góc chiếu với hình ảnh (b)
ở một góc chiếu cụ thể; hình ảnh này tương ứng với một đường trong không gian
Radon (c). FT 1-D của đường trong sinogram mang lại một đường chéo góc trong
khơng gian Fourier (d) (xem phần 11.4.3).

12

Hình 11.7: Hình ảnh (b) ghi lại bởi CT scanner (a); một góc chiếu cụ thể tương ứng
với một đường trong không gian Radon (c) và FT 1-D của đường trong sinogram cho
ta một đường trong không gian Fourier (d) ở cùng một góc.
Mối quan hệ giữa ba miền, khơng gian vật, không gian Radon và không gian Fourier,
được minh họa trong hình 11.8. Một 2-D Radon chuyển đổi khơng gian vật thành
không gian Radon. Không gian 2-D Radon được tạo ra trong CT scanner: phép chiếu
được ghi lại và lưu trữ như dữ liệu thô trong không gian 2-D Radon.
Trong các phần tiếp theo, sự kết hợp các FT 1-D của hình ảnh sau khi chiếu ở nhiều
góc độ tạo ra không gian Fourier của không gian vật. Trực giác mong đợi 2-D FT
nghịch đảo của không gian Fourier sẽ được sử dụng trong CT để tái tạo lại không gian
vật. Tuy nhiên, điều này không mang lại kết quả tốt, bởi vì các phép nội suy liên quan
yêu cầu đạt được một không gian Fourier trong tọa độ Descartes. Một công nghệ tốt
hơn cho tái tạo ảnh CT là sử dụng phương pháp lọc chiếu ngược.

Hình 11.8: Mối quan hệ giữa ba miền, không gian vật, không gian Radon và không
gian Fourier. Lưu ý rằng nhiều FT 1-D của các đường trong không gian Radon tạo ra
13


không gian Fourier 2-D (số phép biến đổi 1-D là bằng với số lượng ảnh sau phép
chiếu).
11.4.3. Phương pháp lọc chiếu ngược và cách tái tạo ảnh khác:
Các phép toán cần thiết cho lọc chiếu ngược bao gồm bốn bước, được xây dựng trong
phần dưới đây. Đầu tiên, một FT của khơng gian Radon được thực hiện (địi hỏi nhiều
1-D FT). Sau đó, một bộ lọc thơng cao được sử dụng cho mỗi 1-D FT. Tiếp theo, một
FT nghịch đảo được dùng để lọc thơng cao FT, để có được một không gian với phép
biến đổi Radon. Cuối cùng, phép lọc chiếu ngược mang lại sự tái tạo của đối tượng đo.
Hình 11.9 minh họa điều này bằng cách hiển thị các phép chiếu lọc ngược liên tiếp ở

các góc độ khác nhau để đạt được sự tái tạo tốt về trường không gian. Đáng chú ý ở
giai đoạn này (theo định lý chập cho FT) bộ lọc được áp dụng cho miền Fourier có thể
được thay thế bằng một phép chập trực tiếp của các ảnh trong miền Radon với một hạt
nhân thích hợp.

14


Hình 11.9: Phép chiếu lọc ngược liên tiếp có thể được sử dụng để đạt được sự tái tạo
tốt của miền khơng gian. Các hình ảnh được kết hợp với nhau, tương ứng, 1, 2, 4, 8,
16, 32, 64, 256 và 1024 phép lọc ngược tại các góc độ khác nhau.
Không gian ảnh thường được biểu diễn trên một lưới chuyên dùng. Không gian ảnh 2D được xác định bởi ƒ(x, y), trong đó (x, y) là tọa độ Descartes. Một phép chiếu đơn 1D của không gian ảnh 2-D với các tia cách đều và song song mang lại một đường
trong không gian Radon, chẳng hạn như phép chiếu p (t, θ), trong đó t là khoảng cách
từ tia chiếu X tới tâm đường tròn hay gốc tọa độ và θ là góc chiếu (hình 11,10). Định
lý lát cắt trung tâm, hay định lý lát cắt Fourier, nói rằng FT của một phép chiếu song
song của không gian ảnh tại góc chiếu θ mang lại một đường trong khơng gian Fourier
2-D, F(u, v), cong tại cùng một góc θ (khơng gian Fourier 2-D đơi khi cịn được gọi là
15


khơng gian k). Điều này có thể được thể hiện như sau. Tại góc chiếu θ = 0, phép chiếu
p (x, 0) và đường 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:

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

Như vậy rõ ràng là FT 1-D đối với x cho góc chiếu θ = 0 bằng với FT 2-D F(u, v) của
không gian ảnh 2-D ƒ(x, y) tại v = 0:

Hình 11.10: Tọa độ Descartes (x, y) cho không gian ảnh ƒ. Các tọa độ áp dụng cho
phép chiếu p, t là khoảng cách từ tia chiếu X tới tâm đường tròn, và θ là góc chiếu
16


Kết luận này được khái quát cho bất kỳ góc chiếu θ và cung cấp các bằng chứng cho
định lý lát cắt trung tâm. Việc tái tạo ảnh như vậy, ít nhất là về mặt lý thuyết, thành quả
đạt được đầu tiên của việc xây dựng không gian Fourier 2-D F (u, v) từ nhiều FT 1-D
của ảnh sau khi chiếu theo nhiều góc độ khác nhau, và sau đó từ một FT nghịch đảo 2D của không gian Fourier 2-D thành không gian ảnh 2-D. Việc lấy mẫu không gian
Fourier 2-D từ FT 1-D cho ta một không gian Fourier 2-D trong tọa độ cực. Trước khi
nghịch đảo FT 2-D vào không gian ảnh, các điểm được phân bổ trong không gian
Fourier 2-D cực đã được chuyển thành các điểm được phân bổ trong không gian
Fourier 2-D Descartes. Việc chuyển đổi từ một hệ tọa độ cực sang hệ tọa độ Descartes
có thể dẫn đến nhiễu trong ảnh tái tạo, trong thực tế mẫu phân tích của khơng gian
Fourier 2-D là đặc hơn ở xung quanh điểm gốc (tần số thấp), và thưa dần ở xa gốc (cao
tần số) (hình 11.11).

Hình 11.11: CT scan cho ra một mẫu các điểm phân bổ trong tọa độ cực của không
gian Fourier 2-D. Sự chuyển đổi thành mẫu các điểm phân bổ trong tọa độ Descartes
là phức tạp, đặc biệt là ở tần số cao (thêm từ điểm gốc).
Việc tái tạo lại hình ảnh chính xác và thực tế hơn có thể đạt được với cách trình bày
như phương pháp lọc chiếu ngược. Phương pháp lọc chiếu ngược cũng bắt đầu với FT
1-D của khơng gian ảnh, do đó tạo ra khơng gian Fourier tương ứng, nhưng việc lấy

17


mẫu không gian Fourier 2-D F (u, v) được biểu diễn trên một lưới điện cực bằng cách
sử dụng các tọa độ chuyển đổi:

Tái tạo hình ảnh – phương pháp lọc chiếu ngược – được thể hiện:

trong đó P (ω, θ) là FT 1-D của phép chiếu 1-D ở góc θ, và | ω | được gọi là bộ lọc dốc
trong miền tần số.
Trong thực tế, các bộ lọc khác nhau có thể được sử dụng trong việc tái tạo hình ảnh,
tùy thuộc vào đặc tính của ảnh. Các bộ lọc trong phương pháp lọc chiếu ngược về mặt
lý thuyết cho ta sự tái tạo tối ưu gọi là bộ lọc Ramachandran-Lakshminarayanan, hay
là Ram-Lak hoặc lọc dốc. Tạo ra độ phân giải không gian tối ưu trong các ảnh tái tạo.
Tuy nhiên, nó có nhiễu ảnh tương đối cao. Lý thuyết lọc 'tối ưu' trong thực hành lâm
sàng còn được gọi là một bộ lọc sắc nét hoặc lọc xương. Thông thường, bộ lọc được sử
dụng để giảm nhiễu trong các ảnh tái tạo; những bộ lọc này cung cấp vài roll- off ở tần
số cao hơn.
Một roll-off vừa phải được yêu cầu với bộ lọc Shepp-Logan, cho những hình ảnh ít
nhiễu và độ phân giải tương phản thấp tốt và độ phân giải khơng gian kém hơn trong
các hình ảnh được tái tạo; bộ lọc như vậy được gọi là bộ lọc bình thường. Thậm chí
một roll-off cịn mạnh hơn ở tần số cao hơn dẫn đến giảm thêm nhiễu, độ phân giải
tương phản thấp tốt hơn, nhưng độ phân giải không gian thấp đáng kể. Bộ lọc như vậy
trong các ứng dụng lâm sàng được gọi bộ lọc mô mềm. CT scan cung cấp nhiều bộ lọc
tái thiết được tối ưu hóa cho mục đích lâm sàng cụ thể. Có thể tái tạo lại hình ảnh từ
một CT scan đơn với bộ lọc tái tạo khác nhau, để tối ưu hóa sự tưởng tượng, ví dụ, cả
xương và mô mềm.
Các kỹ thuật tái tạo khác như tái tạo đại số hoặc lặp đi lặp lại cũng có thể được sử
dụng trong CT. Tái đại số có vẻ hấp dẫn; tuy nhiên, tái tạo đại số thông qua giải
phương trình là khơng khả thi trong thực hành lâm sàng, do các ma trận lớn (512×512)
được sử dụng trong ảnh y tế và mâu thuẫn trong các phương trình từ lỗi đo lường và
nhiễu.
18


Sự tái tạo lặp đi lặp lại (thống kê) hiện nay thường được sử dụng trong CT. Việc tái tạo

lặp đi lặp lại rất phổ biến trong ảnh y tế, nó 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 nhiễu ảnh (đặc biệt là khi góc chiếu ít được sử dụng), và hiệu suất tốt
hơn ở liều thấp CT. Tuy nhiên, ảnh tái tạo lặp đi lặp lại có thể bị ảnh hưởng bởi nhiễu
khơng có mặt trong ảnh của phương pháp lọc chiếu ngược, chẳng hạn như mô hình
răng cưa và overshoot trong các miền của quá trình chuyển đổi cường độ sắc nét. Lặp
đi lặp lại thuật toán tái tạo đang trở nên phổ biến trong các máy qt CT thương mại và
có thể tạo ra hình ảnh bị nhiễu thấp.
11.5. Sự thu nhận ảnh:
11.5.1. Scan projection radiograph – SPR:
Chuỗi ảnh thu nhận từ quét CT được đặt trước bởi một SPR 2-D, còn được các nhà sản
xuất gọi là scoutview, topogram hoặc scanogram. SPR được thu lại với một ống X
quang tĩnh (không xoay), một chùm tia được chuẩn trực hình quạt và một bàn chuyển
động. Ống tia X cố định, đặt ở mặt trước hoặc bên SPR của bệnh nhân. Một hoặc hai
SPR được thu nhận trước khi CT scan. Vị trí bắt đầu cho SPR được xác định bởi tia X
trong suốt quá trình định vị bệnh nhân trên bàn trước khi CT scan, với sự trợ giúp của
đèn định vị laser được gắn bên trong và bên ngoài dàn quay. Mức độ của SPR được
xác định trước đối với từng thu nhận ảnh CT cụ thể và có thể được điều chỉnh cho từng
bệnh nhân. SPR hoạt động tại điện áp trung gian (120 kV) và dòng thấp (50-100 mA).
Việc tiếp xúc với bức xạ đi kèm với bệnh nhân là khá nhỏ so với tiếp xúc bức xạ từ CT
scan. Chất lượng hình ảnh, đặc biệt là độ phân giải khơng gian của SPR là khiêm tốn
hơn so với X quang lâm sàng.
SPR dùng để xác định vị trí bắt đầu và kết thúc của chuỗi thu nhận ảnh CT (Hình.
11,12). Hệ thống kiểm soát phơi sáng tự động (AEC) cho phép CT lấy thông tin về
việc chiếu tia X qua bệnh nhân từ SPR, cường độ dòng tối ưu như một hàm của vị trí
theo chiều dọc ống tia X tương đối tính với bệnh nhân. Nó được gọi là trục z ống điều
biến dòng.

19

Hình 11.12. SPR cho CT não, CT ngực và CT cột sống thắt lung. Kỹ thuật viên lựa
chọn phạm vi quét tối ưu CT radiograph, FOV ( đánh dấu màu vàng), và đo góc (chỉ
với phần đầu)
Hình 11.13 cho thấy sự thích hợp của các mAs bởi AEC ở bốn cấp độ trong CT xoắn
ốc. mAs tăng lên trong vùng suy giảm tia X cao và giảm ở vùng có độ suy giảm thấp.
AEC ở CT cũng có thể bù lại sự khác biệt trong suy giảm tia X tại các góc chiếu khác
nhau. Nó được gọi là trục x-y ống điều biến dịng.

Hình 11.13. SPR được sử dụng để đạt được AEC trong CT scan. Các giá trị mAs được
chỉ định ở bốn cấp độ, nhưng trong quá trình thu nhận ảnh xoắn ốc, mAs liên tục được
tối ưu hóa ở mỗi cấp trong phạm vi quét.
11.5.2. CT scan cắt trục:
20


CT cắt trục liên quan đến việc thu lại hình ảnh sau khi quét với một ống phát tia quay
và một bàn nằm. Sự thu nhận hình ảnh cắt trục thường được thực hiện với góc quay
360º của ống phát tia X, nhưng để tăng thời gian phân tích nên giảm đến góc nhỏ
“180º + góc hình quạt “. Góc quay có thể được mở rộng, ví dụ, việc thu nhận hình ảnh
ở góc 720º để nâng cao độ phân giải tương phản thấp bằng cách dùng mAs lớn. CT
scan hồn chỉnh bao gồm việc thu lại hình ảnh cắt trục liên tiếp để bao phủ một thể
tích liên quan với nhau về mặt lâm sàng. Bằng cách dịch chuyển bàn ( “step”) sau mỗi
lần thu lại hình ảnh cắt trục (“shoot”). Nó gọi là sự thu lại hình ảnh của bước nhảy và
phát tia. Thường, sự tịnh tiến của bàn bằng với độ dày lát cắt, thu lại ảnh cắt trục liên
tiếp có thể được tái tạo như hình ảnh cắt trục tiếp giáp. Hình 11.14 (trái) cho thấy hình
dạng thu lại của CT cắt trục.
11.5.3. CT scan xoắn ốc:
CT scan xoắn ốc được giới thiệu vào năm 1989, theo đó việc thu lại hình ảnh với một
ống phát tia X quay kết hợp với một bàn chuyển động. Sự ra đời của CT scan xoắn ốc

cải thiện đáng kể hiệu suất của CT. Ưu thế của CT scan xoắn ốc là thời gian quét ngắn
hơn và ảnh 3-D thích hợp cho thơng tin về thể tích qt. Nhược điểm của CT scan
xoắn ốc là gây ra nhiễu ảnh. Hình 11.14 mơ tả việc thu lại ảnh CT xoắn ốc (bên phải).
Quỹ đạo tròn của ống phát tia biến thành đường xoắn ốc theo quan điểm của bệnh
nhân.
Quét xoắn ốc cho phép thu lại hình ảnh của phần lớn thể tích trong giữ một hơi thở và
là điều kiện tiên quyết cho chất lượng ảnh trong CT chụp động mạch. Bàn nằm tịnh
tiến tương đối với độ dày chùm tia (trong CT lát cắt đơn bằng với độ dày lát cắt): tỷ lệ
tịnh tiến của bàn với mỗi góc quay 360° tương đối với độ dày chùm danh định trong
CT xoắn ốc được gọi là hệ số Pitch. Thời gian quay của máy quét CT đơn lát cắt là 12s và độ dày lát cắt (độ dày chùm danh định) trong hầu hết các ứng dụng lâm sàng là
5-10 mm.
.

21


Hình 11.14. Hình ảnh CT cắt thu lại (trái) và CT xoắn ốc (phải)
11.5.4. MDCT scan:
Sau mười năm giới thiệu CT xoắn ốc, bước nhảy tiếp theo trong công nghệ CT đã
cung cấp nhiều ứng dụng lâm sàng mới: việc giới thiệu máy quét MDCT (xem phần
11.3) với 64 mảng đầu dò hoạt động liền kề, cho phép thực hiện đồng thời một số lớn
phép chiếu qua bệnh nhân. Đồng thời, giảm thời gian quay 1 vịng xuống 0.3-0.4s,
giúp nó có thể qt gần như tồn bộ cơ thể của một người trưởng thành trong thời gian
giữ một hơi thở với độ dày lát cắt dưới 1 mm. Thu lại hình ảnh bằng máy quét MDCT
thường được dùng trong chế độ xoắn ốc. Trường hợp ngoại lệ, CT có độ phân giải cao
với phổi, và bước, phát tia CT cho điểm canxi mạch vành hoặc CT chụp động mạch
vành.
11.5.5. CT tim mạch:
CT tim dựa trên sự đồng bộ của hình ảnh tái tạo với tín hiệu điện tâm đồ (ECG) và lựa
chọn giai đoạn tim nghỉ ngơi tốt nhất. Hình 11.15 cho thấy hình ảnh tái tạo của tim tại

các giai đoạn khác nhau.

22


Hình 11.15: Sự tái tạo hình ảnh của tim tại các giai đoạn khác nhau. Trong ví dụ này,
giai đoạn tim tương ứng với 70% khoảng rủi ro cho kết quả chuyển động tự do tốt
nhất.
Lưu ý sự khác biệt trong độ nhòe của động mạch vành ở các giai đoạn tim khác nhau.
Trong trường hợp này, giai đoạn tim tương ứng với 70% khoảng rủi ro cho kết quả
chuyển động tự do tốt nhất (70% đánh dấu sự bắt đầu). Tái tạo hình ảnh tim mạch có
thể bằng cách tái tạo tín hiệu ECG gated trước đó và tái tạo tín hiệu ECG triggered sau
đó. Việc tái tạo bằng cách lựa chọn giai đoạn tim trước đó dựa trên đăng ký của các dữ
liệu thơ và tín hiệu ECG trong một hoặc nhiều chu kỳ tim. Thay thế cho việc tái tạo tín
hiệu ECG gated trước đó u cầu sự thu nhận về bước nhảy và phát tia sau này. Một
lợi thế của việc thu nhận là giảm liều cho bệnh nhân. Một số máy CT cho phép quét
toàn bộ trái tim trong một nhịp tim đơn ở giai đoạn tim nghỉ ngơi chọn trước. Hai ví dụ
đáng chú ý bao gồm máy CT scanner nguồn kép tốc độ cao có khả năng thực hiện việc
23


thu nhận hình ảnh xoắn ốc của tồn bộ trái tim, và một máy CT scanner chùm tia hình
nón rộng thực hiện việc thu nhận hình ảnh của tồn bộ trái tim trong một vòng quay
duy nhất. Các kỹ thuật " nhịp tim đơn “có khả năng giảm liều đáng kể.
11.5.6. CT huỳnh quang và phương thức can thiệp:
CT động dùng cho hình ảnh can thiệp có hướng dẫn, sử dụng kỹ thuật gọi là CT
huỳnh quang. Kỹ thuật phát triển trong CT, chẳng hạn ống tia X liên tục quay, thời
gian quay ngắn và phần cứng đủ nhanh để tái tạo ảnh thời gian thực, làm tiền đề cho
kỹ thuật CT huỳnh quang. Phần cứng bổ sung cần thiết cho CT huỳnh quang bao gồm
thiết bị cho phép máy quét hoạt động từ bên trong buồng máy, và màn hình theo dõi

cho phép hiển thị hình ảnh trong phịng máy.
Hình 11.16 cho thấy phương án cắt trục được sử dụng để đánh dấu các lỗ thủng; các
điểm đánh dấu trên da xác định lối vào cho mũi kim và các mục tiêu trên đường đi.
Lưu ý nhiễu lỗ thủng trong hình ảnh CT huỳnh quang cao hơn nhiều so với kế hoạch
chẩn đốn. Trong q trình CT huỳnh quang, chất lượng hình ảnh khiêm tốn thường là
vừa đủ và phương thức thực hiện nên dùng ống dòng thấp để giảm tiếp xúc của bệnh
nhân và nhân viên.

Hình 11.16 Hình ảnh quét tạo ra lối đi tới mục tiêu cho mũi kim (bên trái). Trong quá
trình CT huỳnh quang chỉ dẫn bằng lỗ thủng, vị trí của mũi kim có thể được nhìn thấy
chính xác (bên phải)
24


Số lượng chỉ định lâm sàng cho MDCT huỳnh quang đang tăng lên đều đặn. Liều vào
trên da bệnh nhân cần được giám sát để đảm bảo các ảnh hưởng với da khơng xảy ra.
Nhân viên có mặt trong phịng trong quá trình CT huỳnh quang cần được bảo hộ để
chống lại tiếp xúc với bức xạ phân tán bằng cách mặc một chiếc áo chì và duy trì một
khoảng cách đảm bảo với máy quét. Các nhân viên điều khiển phải tuân thủ các biện
pháp phòng ngừa tương tự như trong chiếu huỳnh quang thông thường, với số lượng
chiếu CT càng ít càng tốt và thời gian chiếu càng ngắn càng tốt. Các biện pháp giảm
thiểu tiếp xúc với bức xạ của cả bệnh nhân và nhân viên: Liều thấp cắt trục đơn là đủ
để có được thơng tin về trạng thái của các phương thức; CT huỳnh quang chỉ nên được
áp dụng khi cắt trục không cung cấp đầy đủ thơng tin.
CT có chất cản quang
Chất cản quang có thể được con người đưa vào bên trong lịng mạch hoặc giữa các cấu
trúc khoang tự nhiên. Ví dụ, trong CT chụp động mạch, i-ốt được tiêm vào tĩnh mạch
để tăng độ tương phản giữa thành mạch máu và mạch máu ( hình. 11.17 (trái)). Trong
một số nghiên cứu về ổ bụng, dung dịch iốt loãng được đưa vào qua đường tiêu hóa
trước khi quét để tăng cường độ tương phản trong đường tiêu hóa. Trong CT

colonography, khí được bơm vào qua trực tràng để tăng cường độ tương phản giữa đại
tràng và các mơ xung quanh (Hình. 11.17 (bên phải)).

25