Diagnostic Radiology Physics: A Handbook for Teachers and Students

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI
VIỆN ĐIỆN TỬ VIỄN THƠNG
BỘ MƠN CNĐT & KTYS
*************

BÀI DỊCH CƠNG NGHỆ CHẨN ĐỐN HÌNH ẢNH I:
CHỦ ĐỀ : COMPUTED TOMOGRAPHY
(Tài liệu dịch :Diagnostic Radiology Physics: A Handbook
for Teachers and Students)
Giảng viên hướng dẫn : TS. Nguyễn Thái Hà
Họ và tên sinh viên :
MSSV

Luyện Quốc Dũng
:

20130655


CHƯƠNG 11: CT

11.1. Giới thiệu
Sau khi giới thiệu vào năm 1971, CT phát triển từ một phương
thức X quang để chụp hình ảnh của não trong chụp X quang
thần kinh thành chụp 3-D toàn thân trong các ứng dụng bao
gồm cả ung thư, X quang mạch máu, tim mạch, chấn thương và
X quang can thiệp. CT được 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 các nhóm quần thể khỏe mạnh với các yếu tố
nguy cơ cụ thể.
11.2. Nguyên tắc của CT

11.2.1. Phép chiếu tia X, suy giảm và quá trình thu.
Quá trình thu nhận hình ảnh CT liên quan đến việc đo độ suy
giảm của tia X khi đi qua 1 bệnh nhân. Sẽ có 1 vịng cung
detector bao gồm 800-900 các phần tử detector (dels). Bằng
cách xốy ơng tia X và hàng detector xung quanh bệnh nhân ta
có thể thu được 1 số lượng lớn điểm ảnh. Việc sử dụng hàng
chục thậm chí hàng trăm hàng detector dọc trục quay cho phép
thu nhanh hơn (hình 11.1). Dữ liệu thu được sử dụng để tái tạo
hình ảnh CT, cấu thành từ một ma trận các điểm ảnh (pixels)
(mục 11.3).


Hình 11.1
Các giá trị được gán cho 1 điểm ảnh trong ảnh CT liên quan đến
sự suy giảm của các mô tương ứng hoặc cụ thể hơn là hệ số suy
giảm tuyến tính μ. Hệ số suy giảm tuyến tính phụ thuộc vào
thành phần của vật liệu, mật độ của vật liệu và năng lượng
photon, theo luật Beer:
Trong đó I(x) là cường độ tia X sau khi bị suy giảm, I 0 là cường
độ tia X tới và x là độ dày của vật liệu. Luật Beer chỉ thể hiện sự
suy giảm của chum tia sơ cấp mà khơng tính vào cường độ của
bức xạ tán xạ được tạo ra. Để sử luật beer cho các chùm tia X
đa năng lượng thì phải tích hợp trên tất cả các mức năng lượng
photon trong phổ tia X. Tuy nhiên các thuật tốn tạo ảnh CT sau
này thường khơng thực hiện, thay vào đó là sử dụng giá trị
năng lượng photon trung bình của phổ chùm tia X. Biện pháp
này gây ra sự thiếu chính xác.
Một chùm tia X được truyền qua người bệnh nhân, các mơ khác
nhau có μ khác nhau, nếu đường đi trong bệnh nhân trong
khoảng 0 đến d thì I(x) được tính theo cơng thức sau:

Ảnh CT là một ma trận điểm ảnh, bệnh nhân được quét có
nhiều hệ số suy giảm tuyến tính tạo thành một ma trận của hệ
số suy giảm tuyến tính. ở hình 11.2 ta có thể thấy được 1 mà
trận 4x4 đơn giản thể hiện cho phép đo truyền dọc theo 1


dịng. Phương trình thể hiện sự suy giảm ấy cho 1 dịng sẽ có
dạng như sau:

Hình 12
Từ trên ta có thể thấy dữ liệu cơ bản cần thiết của ảnh CT là I(d)
và I0 và chúng có thể đo được. Và dùng các kỹ thuật tái tạo để
lấy được các ma trận hệ số suy giảm tuyến tính, đó cũng chính
là cở sở để tạo ảnh CT.
11.2.2. Đơn vị Hounsfield
Trong CT, các ma trận tái tạo hệ số suy giảm tuyến tính () được
biến đổi thành một ma trận tương đương đơn vị là Hounsfield
(HUmaterial). HU được thể hiện tương đối so với hệ số suy giảm
tuyến tính của nước theo nhiệt độ phịng ():
1000
Ta có thể thấy rằng HU material=0 khi và HU material=-1000 khi
Bảng 11.1 cho ta thấy giá trị điển hình cho các mơ trên cơ thể


Độ sâu bit tối thiểu được gán cho 1 pixel là 12 khi đó thang đo
Hounsfield sẽ có khoảng -1024HU đến 3071 HU. Khoảng giá trị
này thể hiện được hầu hết các mơ trong chẩn đốn lâm sang.
Khi độ sâu bit được tăng lên 14 thì thang Hounsfield sẽ tăng lên
15359HU do đó tương thích với vật liệu có mật độ cao và hệ số
suy giảm tuyến tính cao.

Hình ảnh CT thường được quan sát trên một màn hình sử dụng
một tông màu xám 8 bit chỉ cung cấp 256 giá trị màu xám. Mỗi
điểm ảnh, giá trị HU được ánh xạ tuyến tính thành 1 cửa sổ 8
bit. Độ rộng của cửa sổ được định nghĩa theo miền giá trị của
Hus, được thể hiện bằng các giá trị ánh xạ từ màu trắng đến
màu đen . Cấp cửa sổ xác định giá trị HU trung tâm trong phạm
vi chiều rộng của sổ đã chọn. Hình tối ưu các mơ được quan
tâm trong ảnh chỉ có thể đạt được bằng cách chọn chiều rộng
của cửa sổ và cấp cửa sổ thích hợp nhất. Do đó, thiết lập khác
nhau của độ rộng cửa số và cấp cửa sổ để quan sát mơ mềm,
mơ phổi hoặc xương.
Trong chẩn đốn lâm sàng thực tế, có thể xảy ra độ lệch đang
kể giữa mong đợi và giá trị HU quang sát được. Nguyên nhân có
thể do sự phụ thuộc của giá trị HU vào bộ lọc tái tạo, kích thước
của trường nhìn qt (FOV), các vị trí có FOV khác nhau. Ngồi
ra, các đồ vật trên người bệnh nhân cũng ảnh hưởng đến tính
chính xác của giá trị HU. Trong một máy quét, giá trị HU của


cùng 1 loại mơ có thể thay đổi theo thời gian. Trong các trung
tâm nghiên cứu CT khác nhau cũng có sự khác biệt lớn về giá
trị HU được quan sát.
11.3 Hệ thống ảnh CT
11.3.1 Lịch sử và sự chuyển đổi cấu hình
Sau khi nghiên cứu tiền lâm sàng và phát triển trong những
năm 1970, CT phát triển nhanh chóng như một phương thức
hình ảnh khơng thể thiếu trong x quang chẩn đốn. Thật ấn
tượng khi hầu hết các cơng nghệ CT hiện đại đang sử dụng
trong lâm sàng thực tế hiện nay đã được mô tả từ cuối năm
1983 ( hình 11.3). Sự phát triển CT nhiều hàng detector (MDCT)

và nhiều nguồn CT đã được mô tả trong 1 bằng sáng chế của
Mỹ năm 1980 [11.1]. Cũng có những bằng sáng chế mô tả về
hệ thống CT xoắn ốc , vòng xoắn là đường dẫn của nguồn tia X
liên tục quay xung quanh bệnh nhân.

Hình 11.3
Một máy qt có khả năng chụp ảnh tồn bộ một khối trong
vịng 1 phần nhỏ của 1 giây đã đạt được vào năm 1980 tại bệnh
viện Mayo ở Mỹ. Máy quét này sử dụng 14 ống tia X và 14 bộ
khuếch đại hình ảnh, khả năng ấn tượng của nó thậm chí cịn
đạt các tiêu chuẩn hiện hành. Hiện nay hầu hết các máy CT là
MDCT xoắn ốc, nhưng các công nghệ nguồn kép vẫn được thực
hiện trên quy mô rộng.
11.3.2 Giàn và bàn.
Giàn chứa tất cả các thành phần của hệ thống cần thiết để ghi
lại hình ảnh chuyển động của bệnh nhân. Khi hình ảnh chuyển
động của bệnh nhân được ghi ở các góc độ khac nhau, các bộ


phận này được đặt trên mọt giàn hỗ trợ có thể quay. Các ống tia
X, máy phát điện cao áp, 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 giàn hỗ trợ này. Kỹ thuật của
các bộ phận này phức tập, vì cần có khả năng chịu được lực li
tâm xảy ra trong quá trình quay nhanh của các giàn lực.
Nguồn điện cung cấp cho các giàn quay bằng cách “slip ring
contacts”. Hình ảnh ghi nhận được thường được truyền từ giàn
đến một máy tình bằng các truyền thơng tin khơng dây.
Việc thiết kế và kỹ thuật sử dụng bàn cũng như giàn rất quan
trọng cho phép thu chính xác của dữ liệu ở tốc độ quay cao.

Bàn cũng cần phải chịu được sức nặng mà khơng bị uốn. Bệnh
nhân có thể nằm đầu trước hoặc chân trước, ngửa hoặc
nghiêng đều có thể được. Vị trí này thường được ghi chép kèm
với dữ liệu quét.
11.3.3. Các ông tia X và máy phát điện
Do CT cần các tia X có thơng lượng cao, các ống tia X sử dụng
vonfram anode được thiết kế để chịu được và tản nhiệt cao. Với
chu kỳ thu liên tục kéo dài, hệ thống làm mát buộc phải sử
dụng dầu hoặc nước lưu thông qua một bộ trao đổi nhiệt.
11.3.4. Chuẩn trực và lọc
Các chum tia X cần được chuẩn trực để có kích thước mong
muốn. Chùm tia X chuẩn trực thường được coi như chùm hình
quạt. Trong mặt phẳng vng góc với bàn chuyển động, các
chùm tia được định hình để giảm phạm vi hoạt động của các tín
hiệu được ghi lại bởi các detector. Bộ lọc tia được sử dụng để
đạt được chất lượng ảnh mong muốn.
11.3.5. Dectector
Các đặc tính vật lý thiết yếu của detector trong CT là một phát
hiện có hiệu quả sự dụng cao, đáp ứng nhanh với việc lưu ít
ảnh. Hiện nay, chất rắn detector1 được sử dụng, vì chúng có
hiệu suất(detector efficiency) gần như 100% với sức ép lơn. Khí
xenon lấp đầy buồng ion hóa đã được sử dụng trước đây nhưng
detector efficiency chỉ đạt khoảng 70%. Chất rắn detector
thường là scintilator, nghĩa là cá tia X tương tác với detector tạo
ra ánh sáng, ánh sáng này được chuyển thành tín hiệu điện. Do


đó các photodiode được gắn vào mặt sau của scintilator, nó cần
phải trong suốt để đảm bảo sự phát hiện tối ưu. Thông thường 1
lưới antiscatter được gắn trước mảng detector, trong đó gồm

những mảnh nhỏ của vật liệu có độ suy giảm tuyến tính cao
nhứ vonfram.
Một hàng detector bao gồm hàng ngàn dels được phân cách
nhau bởi vách được thiết kế để ngắn không cho ánh sáng từ del
này sang del khác. Các vách và cách antiscatter càng nhỏ càng
tốt vì chúng làm giảm diện tích hiệu dụng của detector do đó
làm giảm hiệu quả phát hiện tia X. Hình 11.4 cho ta thấy các
mơ-đun detector cho một máy quét 4,16,64 hay 320 lát cắt CT.
Các detector trong CT bao gồm nhiều mơ-đun xếp thành vịng
cung.

Detector được uốn cơng theo mặt phẳng oxy và hình chữ nhật
dọc trục z. Hầu hết các del được dùng để đo dữ liệu
transmission profile (cường độ suy giảm Id), các del ngoài FOV
được dùng để đo cường độ không bị suy giảm của chùm tia X
(I0). Như vậy I0 và Id trong biểu thức 11.2 có thể dễ dàng được
ghi lại.
Kích thước nhỏ nhất của một vật thể trong bệnh nhân (d) có thể
được giải quyết trong tái tạo ảnh CT phụ thuộc vào số lượng và
kích thước del dọc vịng cung của detector, dọc theo trục z, số
lượng góc chiếu, kích thước tiêu điểm của ống tia X. Số lượng
del tối thiểu trong một vòng cung detector bao phủ một FOV cụ
thể nên vào khoảng 2FOV/d để thuận cho việc tái tạo ảnh CT.
Khoảng 800 del được dùng để đạt độ phân giải chuẩn cho phạm
vi 1mm, 1 FOV khoảng 400mm. Độ phân giải khơng gian có thể
được cải thiện bằng cách chuyển del 1 khoảng cách bằng ¼


kích thước của nó có thể tăng gấp đơi độ phân giải. Số lượng
góc chiếu cần thiết có thể ước chừng bởi số del yêu cầu.

Hình 11.5 cho ta thấy cách bao phủ của máy quét MDCT tăng
lên khi nhiều detector hiệu dụng hơn.

Trong lâm sàng thực tế, CT scanner với bốn hàng detector
dùng chủ yếu để nâng cao độ phân dải theo chiều dọc. Các
máy này cũng được sử dụng để tăng cường vùng bao phủ theo
chiều dọc. Ví dụ bằng cách chọn 1 vùng 4x2=8mm, hoặc cũng
có thể là vùng bao phủ 4x4=16mm. Tăng cường vùng bao phủ
sẽ cho phép thời gian qt nhanh hơn nhưng khơng có lợi ích
cho việc tăng độ phân giải theo chiều dọc. Những máy quét này
cung cấp độ phân giải theo chiều dọc tốt, chất lượng tái tảo ảnh
3D cao đồng thời giảm thời gian quét. Các máy quét MDCT với
64 hàng detector khơng bao phủ tồn bộ cơ quan, và để bao
phủ phạm vi quy định sẽ quét theo hình xoắn ốc thu lại tín hiệu
của nhiều phép quay. Với máy CT 320 hàng detector, 1 vịng
quay đơn có thể bao phủ 160mm đủ để bao phủ nội tạng đó
như não hoặc tim.
11.4. Tái tạo và xử lý ảnh


11.4.1. Khái niệm chung
Nhằm tái tạo 1 ảnh CT ,vô số các phép đo của việc bắn tia X
qua bệnh nhân. Thông tin này là cơ sở quan trọng trong việc tái
tạo ảnh. Trước khi tái tạo ảnh Logarit của các dữ liệu đo được sẽ
được tính tốn. Ln(I0/Id) có một mối quan hệ tuyến tính với i.
Q trình tạo ảnh được mơ tả trong hình 11.6. Trong đó (a)
phép chiếu tia X tại một góc đã biết tạo ra transmission
profiles. (b) mặt lưng phía sau phép chiếu của cấu hình phân
phối này các tín hiệu kiểu đo được đều trên 1 mặt phẳng. (c)
hình ảnh ban đầu sẽ là đường mảnh. (d) xây dựng lại chính xác

hơn bằng cách lọc các cấu hình khác để sao chiếu. Đây là
phương pháp lọc sao chiếu được nói đến trong các phần sau,
và là các chỉ tiêu kỹ thuật được sử dụng để tái tạo ảnh CT.

11.4.2. Object space, image space and Radon space
Nhằm mục đích hiểu hơn về kỹ thuật lọc, sau đây sẽ là phần
giới thiệu về 3 lĩnh vực liên quan đến nhau (i) object space (Hệ
số suy giảm tuyến tính) (ii) Radon space ( giá trị phép chiếu,
miền này cũng được gọi là không gian sonogram, trong trường
hợp đó tọa độ Đề-các được sử dụng) (iii) miền Fourier, có thể
bắt nguồn từ object space bằng FT.
Hình 11.7 minh họa mối quan hệ giữa ba lĩnh vực cho một góc
chiếu với đường truyền sóng (b) tại một góc chiếu cụ thể, phép
chiếu này tương ứng với một dòng trong miền radon. 1-D ft của
các dòng nhận được trong sinogram sinh ra một dịng gấp khúc
trong khơng gian Fourier (d) (Xem phần 11.4.3).


Mối quan hệ giữa 3 miền object space, Radon space và fourier
space được thể hiện trong hình 11.8. phép biến đổi Radon 2-D
chuyển đổi object space sang miền Radon. Miền radon 2-D
trong CT được tạo ra để ghi lại và lưu trữ dữ liệu thô của phếp
chiếu.
Trong phần tiếp theo sẽ trình bày, sự kết hợp của FTS 1-D của
transmission profiles ở nhiều góc cho phép tạo ra các miền
fourier của object space vậy có thể suy luận rằng bằng 1 phép
tồn nghịch của 2-D FT trong miền fourier có thể tái tạo lại
object space. Tuy nhiên điều này không mang lại kết quả tốt
nhất, kể từ khi rebinning trong FT của phép chiếu gấp khúc và
kết hợp phép nội suy để đạt được một không gian fourier trong

tọa độ Đề-các, nó dễ bị tác động bởi các dị vật tới việc tái tạo
ảnh ( sẽ được trình bày trong phần tiếp theo). Một kỹ thuật tốt
hơn là dùng lọc back projection.


11.4.3. Lọc back projection và cách tái tạo ảnh khác.
Phép toàn cần cho lọc back projection bao gồm 4 bước, được
xây dựng trong phần dưới đây. Đầu tiên là FT trong miền radon
cần phải được thực hiện ( đòi hỏi nhiều FTS 1-D) sau đó, một bộ
lọc thơng cao nên được áp dụng cho từng phần của FTS 1-D.
Tiếp theo, một phép FT nghịch cần được áp dụng cho bộ lọc
thơng cao FTS để có được một khơng gian radon. Cuối cùng,
back projection của thông tin đã được lọc cho ra sự tại tạo của
đối tượng được đo. Hình 11.9 minh họa điều này bằng cách
show ra cách lọc liên tục ở các góc độ khác nhau. Nó có thể
được ghi chép trong giai đoạn này ( dựa theo định lý chập cho
FTS). Bộ lọc mà được áp dụng trong miền fourier có thể được
thay thế bằng một phép chập trực tiếp của profile trong miền
randon với một phương pháp thích hợp.


Không gian ảnh thường được biểu diễn trên một lưỡi thơng
thường. Hình ảnh 2-D được định nghĩa như f(x,y), trong đó (x,y)
là tọa độ Đề-các. Một phép chiếu đơn 1-D của không gian ảnh
2-D với các tia cách đều song song cho ra 1 dịng trong khơng
gian radon, được biểu diễn dưới dạng trong đó t là khoảng cách
được chiếu từ tia X vào isocentre và là góc chiếu ( hình 11.10).
Định lí lát cắt trung tâm, cùng được gọi là định lí lát cắt fourier,
nói rằng FT của một phép chiếu song song của khơng gian ảnh
ở nhiều góc cho ra một dịng trong khơng gian Fourier 2-D,

F(u,v), sự gấp khúc ở cùng một góc ( khơng gian Fourier 2-D
đôi khi được gọi là không gian k).


Điều này được thể hiện như sau. Tại , p(t, ) và dịng tương ứng
trong khơng gian radon được mơ tả như sau:

1-D FT đối với x, của phép chiếu p(x,0) tại góc chiếu được cho
bởi cơng thức:

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

Có thể thấy rõ ràng rằng FT 1-D đối với x và góc với FT 2-D
F(u,v) của khơng gian ảnh 2-D f(x,y) tại v=0 là bằng nhau:

Kết luận này có thể được tổng qt cho bất kì góc nào, do đó
nó cung cấp những dẫn chứng cho định lý lát cắt trung tâm.
Việc tại tạo có thể thực hiện như vậy , ít nhất là về mặt lý


thuyết. Đạt được đâu tiên là tìm F(u,v) từ nhiều FTS 1-D của
nhiều projection profile từ nhiều góc chiếu khác nhau, và sau đó
từ 2-D IFT của khơng gian Fourier với 2-D không gian ảnh. Việc
lấy mẫu của các không gian Fourier 2-D từ FTS 1-D của các
phép chiếu mang lại một không gian Fourier 2-D thường xuyên
trong tọa độ cực. Trước 2-D IFT, các điểm phân phối thường
xuyên trong các vùng cực 2-D không gian Fourier phải được
chuyển về điểm phân phối thường xuyên trong không gian 2-D
Fourier Đề-các. Sự chuyển đổi này có thể có những thứ khơng
mong muốn trong tái tạo ảnh, sẽ có mật độ lớn hơn ở tần số

thấp và thưa thớt ở tần số cao ( Hình 11.11)

Tái tạo lại chính xác hơn và thực tế có thể đạt được với các
cơng thức được hiểu dạng như filtered back projection. filtered
back projection cũng bắt đầu với FTS 1-D của khơng gian ảnh,
nhờ đó tạo ra không gian Fourier tương ứng. Nhưng việc lấy
mẫu F(u,v) được thể hiện trên lưới điện một cực bằng cách
phối hợp chuyển đổi:

Tái tạo ảnh- filtered back projection bây giờ được thể hiện:


Trong đó là FT 1-D của phép chiếu 1-D ở góc và được hiểu là 1
bộ lọc dốc miền tần số.
Trong thực tế, các bộ lọc khác được sử dụng trong việc tái tạo,
tùy thuộc vào đặc tính hình ảnh ta cần. Các bộ lọc về mặt lý
thuyết mang lại sự tái tạo tối ưu được gọi là lọc RamachandranLakshminarayanan hay Ram-Lak, bộ lọc dốc. Nó cung cấp độ
phân giải tối ưu trong tái tạo hình ảnh. Tuy nhiên nhiễu nó tạo
ra tương đối lớn. Bộ lọc “tối ưu trong lâm sàng được gọi là bộ
lọc sắc nét hoặc lọc xương.
Các kỹ thuật tái tạo khác như đại số, tái tạo lặp đi lặp lại cũng
có thể được sử dụng trong CT. Tái tạo bằng đại số có vẻ thú vị,
tuy nhiên nó khơng khả thi trong lâm sàng, do những ma trận
(512x512) được sử dụng trong chẩn đốn hình ảnh tồn tại
những mâu thuẫn trong các phương trình từ lỗi đo lường và
nhiếu.Phương pháp tái tạo lắp đi lặp lại ( thống kê) thường được
sử dụng trong CT, nó rất nổi tiếng trong cơng nghệ chẩn đốn
hình ảnh y tế và thường xuyên được sử dụng trong y học hạt
nhân. Đây là một phương pháp có những lợi ích tiềm năng trong
CT bao gồm việc ít ảnh hưởng bới các dị vật đặc biệt khi ít góc

chiếu hơn, và hiệu suất tốt hơn ở liều thu CT thấp. Thuật toán
tái tạo ảnh lặp đi lặp lại trở nên phổ biến trong các máy CT
thương mại và có thể tạo ra hình ảnh ít nhiễu hơn.
11.5. Q trình thu.
11.5.1. Scan projection radiograph.
Dãy scan thu nhận hình ảnh CT thường được đặt trước 2-D SPR.
SPR thu với một static ( không quay), ống tia X, 1 chùm tia hẹp
đã được chuẩn trực và một bàn chuyển động. Các ống tia X là
cố định, ở đối diện hoặc bên cạnh SPR của bệnh nhân.
Bắt đầu , vị trí của SPR được xác định bởi người điểu khiển Xquang khi đang xác định vị trí của bệnh nhân trên bàn trước khi
CT. Có thể thực hiện bằng sự trợ giúp của đèn định vị laser được
gắn bên trong và bên ngoài giàn máy. Phạm vi hoạt động của
SPR thường được xác định trước q trình thu CT và có thể điều
chỉnh cho từng bệnh nhân. SPR được thực hiện tại 1 điện áp


ống tầm trung ( 120kV) và ở dòng ống thấp (50-100mA). Các
tiếp xúc của bệnh nhân với bức xạ là nhỏ so với các bức xạ phơi
nhiễm từ CT scan. Chất lượng hình ảnh , đặc biệt là độ phân
giải không gian của các SPR khiêm tốn so với X quang lâm
sàng.
SPR được sử dụng để bố trí vị trí bắt đầu và kết thúc của dãy
thu CT ( Hình 11.2). Hệ thống kiểm soát phơi nhiễm tự động
( AEC) lấy được thông tin về việc truyền tải X quang qua bệnh
nhân từ SPR và dựa trên thông tin này, dòng ống tối ưu như
một hàm của tọa độ dọc ống tia X tương đối so với bệnh nhân
được tính toán . Điều này được gọi là điều chế trục z dịng ống.

Hình 11.13 cho thấy sự thích nghi của ống điện tích (mAs) bởi
ACE tại bốn mức trong 1 CT scan xoắn ốc. Ống điện tích được

tăng trong vùng có độ suy hao X quang cao và giảm ở khu vực
có độ suy hao thấp. AEC trong CT cũng có thể bù cho sự suy
giảm do góc chiếu khác nhau. Điều này được gọi là điều chế
dòng trục x-y của ống.


11.5.2. Trục quét CT.
Một trục CT scan bao gồm 1 bộ phận thu transmission profile
với một ống tia X có thể xoay và một bàn tĩnh.Trục thu nhận
được thực hiện 1 góc quay full 360 của ống tia X.Nhưng để
nâng cao độ phân giải theo thời gian có thể giảm góc qt cịn
180+ góc qt hình quạt. Góc quay có thể được mở rộng, ví dụ:
thu với góc 720 để tăng cường độ phân giải tương phản thấp
bằng cách cho dịng ống cao hơn (mAs). Một phép qt CT
hồn chỉnh thường bao gồm trục thu cần bao phủ hết khối
lượng lâm sàng bằng cách dịch chuyển bàn ( theo bước) sau
mỗi lần chụp. Độ dịch của bàn bằng với độ dày của lát cắt. Hình
11.14 cho ta thấy hình dạng của 1 trục thu CT.


11.5.3. Quét CT xoắn ốc.
CT xoắn ốc được giới thiệu vào năm 1989, theo đó việc thu lại
ảnh với một ống tia X quay được kết hợp với một bàn chuyển
động, CT xoắn ốc cải thiện hiệu suất của CT đáng kể. Lợi thế
của CT xoắn ốc là thời gian qt ngắn hơn, thơng tin hình ảnh
3-D phù hợp hơn. Hình 11.14 cho thấy cấu tạo hình học của một
quá trình thu xoắn ốc. Quỹ đạo trịn của sự dịch chuyển ống tia
X tạo thành 1 hình xoắn ốc từ góc nhìn của bệnh nhân.
Qt xoắn ốc cho phép thu với nhiều lợi ích và đang hướng đến
nâng cao chất lượng chụp CT động mạch. Dịch bàn thường

mang tính tương đối bề rộng chùm nominal : tỉ lệ này của quá
trình dịch bàn mỗi khi ống xoay 360 với độ rộng chùm nominal
còn được gọi là pitch factor. Thời gian quay của 1 lát đơn của
máy quét CT khoảng 1-2s và độ dày lát ( độ rộng chùm
nominal) trong lầm sàng hầu như là khoảng 5-10mm.
11.5.4. MDCT scan
10 năm sau khi CT xoắn ốc được giới thiệu, công nghệ CT cho
lâm sàng đã được phát triển mới hơn : sự ra đời của máy quét
MDCT quay nhanh( xem phần 11.3) với 64 mảng detector liền
kề nhau. Cho phép đo đồng thời số lượng lớn transmission
profile. Đồng thời thời gian quay giảm cịn 0.3-0.4s, làm cho nó
có thể qt tồn bộ cơ thể của một người trưởng thành trong
một nốt nhạc và độ dày lát dưới 1mm. MDCT scan thường được


sử dụng trong chế độ xoắn ốc. Trường hợp ngoại lệ bao gồm CT
độ phân giải cao của phổi, CT tim hoặc CT động mạch vành.
11.5.5. CT tim.
CT tim được dựa trên sự đồng bộ giữa tái tạo hình ảnh Ct và
điện tâm đồ và lựa chắc các đợt nghỉ của tim. Hình 11.15 cho
thấy tái tạo ảnh tim tại các giai đoạn khác nhau.

Hai ví dụ đang quan tâm về CT tim là máy CT có 2 nguồn nhanh
có khả năng thu hình xoắn ốc tồn bộ trái tim, và một máy CT
chùm tia dạng hình nón thực hiện thu lại tồn bộ tim trong một
vịng quay duy nhất.
11.5.6. CT fluoroscopy and interventional procedures


Dynamic CT có thể được sử dụng để can thiệp hình ảnh có

định hướng, sử dụng một kỹ thuật được gọi là CT huỳnh
quang.Hướng phát triển kỹ thuật trong CT, chẳng hạn như liên
tục xoay ống tia X, thời gian 1 vòng quay ngắn hơn, phần cứng
đủ nhanh cho tái tạo ảnh theo thời gian thực, cung cấp tiền đề
kỹ thuật cho CT huỳnh quang. Phần cứng bổ sung cho CT huỳnh
quang bao gồm một thiết bị cho phép máy quét hoạt động
trong 1 phòng và lắp đặt hệ thống màn hình để theo dõi hình
ảnh ở 1 phịng.
Hình 11.16 cho thấy mặt cắt nang trục quét bị thủng; các điểm
đánh dấu trên da để định hướng cho lối vào của đầu kim và xác
định mục tiêu bị thủng. Lưu ý rằng nhiễu cao hỡn rất nhiều
trong hình ảnh của lỗ thủng CT huỳnh quang so với các chẩn
đốn có định hướng. Trong CT huỳnh quang chất lượng hình ảnh
khiêm tốn và thủ thuật cần phải được thực hiện bằng một dòng
ống thấp để giảm tiếp xúc của bệnh nhân và nhân viên.

Số lượng của chỉ định lâm sàng cho MDCT huỳnh quang đang
tăng mỗi ngày. Liều dùng cho bệnh nhân cần được giám sát để
đảm bảo rằng kích ứng da khơng xảy ra. Nhân viên trong phịng
máy qt CT huỳnh quang cần được bảo vệ chống lại sự tiếp
xúc của bức xạ dò bằng cách mặc 1 áo bằng chì và giữ khoảng
cách càng lớn nhất có thể với máy quét càng tốt. Người vận


hành máy phải tuân thủ các biện pháp phòng ngừa như một
thói quen, với số lượng ca CT càng ít càng tốt và thời gian chạy
càng ngắn càng tốt. Thường thì liều qt trục đơn thấp đủ để có
được thơng tin về tình trạng của bệnh nhân, dynamic CT
fluoroscopy chỉ nên áp dụng cho các trường hợp quét một trục
không cung cấp đủ thông tin. Điều đặc biệt lưu tâm là tránh sự

tiếp xúc trực tiếp của tay người vận hành. Người vận hành chỉ
cần thao tác với kim trong CT huỳnh quang giúp ngăn cản sự
tiếp xúc trực tiếp của bàn tay.
11.5.6.1. CT nâng cao tương phản.
Tương phản có thể tạo ra bằng cách can thiệp nhân tạo hoặc
giữa các cấu trúc khơng nhìn thấy được khi qt khơng có nâng
cao tương phản. Ví dụ CT chụp động mạch, iot được tiêm vào
tĩnh mạch để tăng độ tương phản giữa các thành mạch và
mạch( bên trái hình 11.7). Trong 1 số nghiên cứu về vùng bụng,
iot loãng được dùng qua đường uống trước khi quét để tăng độ
tương phản trong đường tiêu hóa. Trong CT ruột già khí gas có
thể được bơm căng phồng qua đường trực tràng để tăng cường
độ tương phản giữa đại tràng và các mô xung quanh. ( bên phải
hình 11.17)


11.5.7. Ứng dụng đặc biệt.
Bao gồm thiết lập vượt trội sử dụng cho phương án điều trị xạ
trị và nhiều ứng dụng thử nghiệm như ảnh CT 2 mức năng
lượng.
Đối với ứng dụng trong phương án đièu trị xạ trị, bênh nhân
được quét vị trí được điều trị, sử dụng bàn có mặt trên bằng
phẳng. Bệnh nhân cần đưa vào đúng vị trí và chỉnh để hệ thống
laser chính xác.Ánh xạ của giá trị HU mật độ electron cần được
hiệu chỉnh chính xác bởi nhà vật lý y tế.
Hình ảnh CT 2 mức năng lượng yêu cầu các hình ảnh của khối
được quan tâm ở 2 giá trị điện áp. Lọc thêm vào của chùm tia
có thể được sử đụng để tối ưu hóa sự lựa chọn của phổ 2 tia X
được sử dụng.CT năng lượng kép hứa hẹn sẽ cải thiện tính phân
biệt của các mơ và các bệnh lý bao gồm cả phân biệt được sỏi

tiết niệu có thể có hoặc khơng chứa axit uric. Các ứng dụng
khác có thể bao gồm cải thiện hình dung về gân bàn tay và bàn
chân hoặc loại bỏ xương trong tái tạo ảnh CT chụp mạch.


Một số máy quét cho hình CT động ( được gọi là CT 4-D).
Nghiên cứu như vậy có thể được sử dụng để hình dung sự
chuyển động của các khớp xương hoặc tăng cường độ tương
phản của các cơ quan ( truyền dịch hoặc CT mạch). Hình 11.18
cho thấy một ví dụ của 1 nghiên cứu chụp mạch chuyển động
của toàn bộ não. Cần chú ý đến liều CT để tránh ban đỏ và dị
ứng (xem phần 20.12)

11.6. Chất lượng ảnh CT.
Các thơng số thu chính trong CT là điện áp ống, dòng ống, thời
gian quay. Điện áp ống cao (120-140kV) được sử dụng để quá
trình truyền tia X được tốt và tín hiệu ở detector là vừa đủ. Với
các ứng dụng đặc biệt, chẳng hạn như nghiên cứu tăng cường
tương phản, khám nhi, nó có thể thuận lợi với việc sử dụng 1
điện áp ống tương đối thấp, trong khoảng 80-100kV. Các ống
hiện tại sử dụng hiện tại bị hạn chế bởi thời gian quét lâu và
nhiệt lượng của ống tia X và bởi những cân nhắc liều điều trị
cho bệnh nhân. Để tránh chuyển động của các đồ tạo tác, thời
gian quay càng ngắn càng tốt.


11.6.1. Chất lượng ảnh.
Độ phân giải tương phản trong ảnh CT là đặc trưng nổi bật để
phân biệt các phương thức CT từ hình thức khác của X quang
phi quang tuyến. Độ phân giải tương phản ít là khả năng phát

hiện cấu trúc mà chỉ có sự khác biệt nhỏ trong tín hiệu so với
mơi trường chứa chúng. Nhiễu ảnh là hạn chế chính đối với độ
phần giải tương phản, nó có thể được giảm bằng cách sử dụng
1 số giải pháp. Phổ biến nhất là nhiễu được giảm bằng cách
tăng thơng lượng photon (xem chương 4), nó đạt được bằng
cách tăng mA.
Ngoài ra, nhiễu được giảm bằng cách tăng độ dày lát cắt hoặc
bằng cách thay đổi thuật toán tái tạo. Các thông số ảnh hưởng
đến độ phân giải tương phản bao gồm kV, lọc và việc sử dụng
các chất tương phản. Ảnh hưởng của nhiếu trong 1 ảnh CT được
nhìn thấy trong hình 11.19. Trong đó ảnh 100% tương ứng với
lâm sàng thực tế. Các dữ liệu thô được xử lý với một thuật tốn
mơ phỏng, nó thêm nhiễu vào để mơ phỏng chất lượng hình
ảnh để được ảnh 75%, 50%, 25% tương ứng các dòng ống sử
dụng trong lâm sàng. Các tổn thương có tương phản thấp trong
gan xuất hiện sẽ tệ hơn ở dòng ống thấp do sự tăng lên của
nhiễu trong ảnh.
Các nhà vật lý thường kiểm tra hiệu suất phân giải tương phản
bằng cách sử dụng những ảo ảnh chứa những độ tương phản
chèn vào khác nhau. Sự đánh giá này mang tính chủ quan.
Độ phân giải không gian hay độ phân giải tương phản cao là
khả năng quan sát đường nét của đối tượng nhỏ trong khối
được quét.đối tượng nhỏ chỉ được giải quyết khi chúng thể hiện
1 sự khác biệt lớn trong tín hiệu. Độ phân giải khơng gian bị
hạn chế bởi dạng hình học của bộ phận thu của máy CT, các
thuật toán tái tạo, độ dày lát cắt. Voxel size thường được sử
dụng như một chỉ số về độ phân giải không gian mặc dù voxel
size nhỏ hơn không hẳn là độ phân giải không gian tốt hơn. Từ
đây, các hàm chuyển biến ( MTF) có thể được tính tốn. MTF
mang lại thơng tin hữu ích về chất lượng hình ảnh. Mặc dù

đánh giá sơ bộ của MTF trong lâm sàng có thể phức tạp và
thường được thực hiện bởi các hà vật lý y tế để xác nhận và vận
hành các máy quét CT mới hoặc được nâng cấp lớn. Các nhà