Tài liệu kiến thức cơ bản máy ct

1.8 Chụp cắt lớp CT (Computed Tomography)
1.2. Chẩn đoán quang tuyếncắt lớp điện toán –Máy chụp cắtlớp điện toán/ CT Scanner
1.2.1. Nguyên lý hoạt động
Máy chụp cắt lớp điện toán (CLĐT) là một thiết bị tạo ảnh số, công cụ cao cấp trong hệ thống
kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh y học. Nó được dùng để thu thập và tạo ra hỉnh ảnh các lớp cắt thuộc
nhiều bộ phận khác nhau của cơ thể.
Máy chụp CLĐT cũng ứng dụng nguồn bức xạ X quang và thuộc tính suy giảm của tia X khi
xuyên qua các vật thể có độ hấp thụ khác nhau.
Máy hoạt động theo nguyên lý sau:
- Bức xạ quang tuyến xuyên qua 1 lớp cắt mỏng (1- 10mm)và vuônggóc với trục của cơ thể
người, tới một bộ phát hiện (detector) gồm nhiều tế bào ghi nhỏ để đo bức xạ quang tuyến đã bị suy
yếu khi đi qua các vùng khác nhau của cơ thể.
- Hai bộ phận này (nguồn phát tia - bóng X quang và thiết bị đo - bộ phát hiện) liên kết hữu cơ với
nhau, quay quanh cơ thể và cho phép thực hiện khoảng hàng ngàn phép đo trọng một vòng quay
360°, những dữ liệu đo sẽ được ghi vào bộ nhớ.
- Hệ thống máy tính điện tử sẽ tính toán, xử lý những dữ liệu này và tái tạo thành hình ảnh của các
lớp cắt.

Hình 1.6. Mô phỏng quá trình cắt lớp vùng bụng.

1


Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography

Hình 1.7. Ảnh toàn cảnh sọ não

Hình 1.8. Ảnh cắt lớp sọ não

Hình 1.9. Ảnh toàn cảnh vùng bụng

Hình 1.10. Ảnh cắt lớp vùng bụng

1.2.2. Nguyên lý tái tạo ảnh
Để hiểu nguyên lý tái tạo ảnh từ một tập hợp dữ liệu thu được sau khi thực hiện một vòng quét, ta
cần nắm được một số khái niệm cơ bản sau:
1.2.2.1. Số hoá ảnh - nguyên tố ảnh
Dùng kính lúp quan sát 1 tấm ảnh trên mặt báọ, ta thấy vô số điểmcó màu sắc đậm nhạt khác
nhau, độ phóng đại của kính càng lớn thì các chấm càng to, càng xa nhau và ngược lại.
Tương tự như vậy, 1 ảnh lớp cắt do máy CLĐT tạo ra thực chất cũng bao gồm vô số chấm
điêm có độ đậm nhạt khác nhau. Mỗi điểm là một nguyên tố ảnh (pixel).
Chất lượng ảnh được quyết định chủ yếu bởi hai yếu tố: mật độ nguyên tố ảnh – số lượng
nguyên tố ảnh/ 1 đơn vị diện tích và độ phân giải đối quang - khả năng phân biệt mầu sắc giữa các
ảnh điểm (với ảnh đen- trắng : giữa các bậc xám)
Mật độ nguyên tố ảnh càng cao - ảnh càng mịn và độ phân giải đối quang càng cao - ảnh càng
sâu, sắc nét.
Để đánh giá chất lượng ảnh, người ta dùng tham số: ma trận ảnh - một tập hợp các nguyên tố ảnh
theo chiều dọc và ngang. Một ma trận 320x320 sẽ gồm 320 hàng mỗi hàng có 320điểm. Như vậy:
- Ma trận 320x320 sẽ gồm 102.400 nguyên tố ảnh.
- Ma trận 512x512 sẽ gồm 262.144 nguyên tố ảnh
2
2


Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
- Ma trận 1024x1024 sẽ gồm 1.048.576 nguyên tố ảnh
Độ đậm nhạt của nguyên tố ảnh tạo ra màu sắc của ảnh. Trong máy CLĐT, độ đậm nhạt này
biểu thị độ suy giảm của tia X khi đi xuyên qua tế bào và được lượng hoá bằng số đo: gọi là chỉ số CT.
Nguyên tố thể tích - Độ suy giảm - Chỉ số CT

Hình 1.11: Nguyên tổ thể tích trong ma trận tái tạo ảnh

Chia 1 lớp cắt có độ đày đồng nhẩt thành nhiều phần tử, mỗi phần tử có cùng khối tích, cùng
diện tích bề mặt, cùng bề dày và có độ hấp thụ tia X đồng nhất. Mỗi phần tử nhỏ bé này được gọi là
một nguyên tố thể tích (Volume element - voxel - Hình 1.11).
Vì cấu trúc lớp cắt không đồng nhất nên khi một chùm tía X chiếu qua chúng sẽ bị hấp thụ với
mức độ khác nhau tại từng nguyên tố thể tích. Khả năng hấp thụ tia X của nguyên tố thể tích được
biểu thị bởi tham số gọi là hệ số hấp thụ hay còn gọi là hệ số suy giảm.

Hình 1.12: Quan hệ giữa năng lượng tia tới và tia ló
Mối quan hệ giữa năng lượng tia tới và tia xuyên qua một nguyên tố thể tích được biểu thị
bởi phương trình sau (hình 1.12)

Trong đó:
I1 : Cường độ chùm tia xuyên qua.
I0 : Cường độ chùm tia tới
e : Số logarit tự nhiên 3
3


Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
: Hệ số hấp thụ
d: Bề dày
Khi chùm tia X xuyên qua không chỉ một mà là một dãy nguyên tố thểtích liền kềnhau, mỗi nguyên
tốnày có một hệ sốhâp thụ tương ứng( thì quan hệ sẽ là (hình 1.13)

Trong phương trình trên là các ẩn số cần tìm.
Như ta đã biết trong toán học, muốn tính được n ẩn số độc lập như trên cần phải lập và giải một hệ
gồm n phương trình.
Ví dụ: Cần tính 4 hệ số suy giảm của 4 nguyên tố thể tích xếp liền nhau thành hình vuông ta càn chiếu
tia X 4 lần: 2 lần theo chiều dọc và 2 lần theo chiều ngang (hình 1.14) và lập được hệ phương trình

sau :

Hình 1.13. Thu thập dữ liệu để tính toán hệ số suy giảm tuyến tính

Giải hệ phương trình trên sẽ tính được 4 trị số suy giảm.
Trong thực tế phải tăng số lần phát tia và góc phát tia cũng như số lượng đầu dò vì số nguyên tố thể
tích không chi là 4 mà là số lượng rất lớn (ví dụ 320x320 hoặc 512x512) nên cần phải có hệ phương
trình có số phương trình tương ứng với các ẩn số - hệ số suy giảm cho từng nguyên tố thể tích.
Hệ số suy giảm biểu hiện khả năng hấp thụ tia X của tế bào, nó được chuyển đổi thành một đơn vị đo
đặc trưng cho máy CLĐT gọi là chỉ số CT.
4
4


Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
Chỉ số CT của từng nguyên tổ thể tích được hiển thị trên màn hình tương ứng với từng nguyên tố
ảnh. Tập hợp các nguyên tố ảnh sẽ tạo nên bức tranh của lớp cắt.
Chỉ số CT được tính như sau:
(Hounsfield Unit)

Còn trong trưòng hợp chất thử là không khí-độ suy giảm của không khí = 0 :

Dưới đây là chỉ số CT đối với tế bào của một số tổ chức cơ thể người:

Vật chất

Chỉ số CT

Xương/ canxi

60-1000

Máu đông

40-60

Chất màu xám

36

Chất màu trắng

24

Máu

12

Mỡ

-100

Như vậy ta thấy thang chỉ số CT nằm trong một giải rất rộng. Mỗi chỉ số CT tương ứng với một mức
xám giữa hai cực trắng và đen thì sẽ có 2000 mức xám có thể phát hiện. Mắt người chỉ có thể phân
biệt giữa 10 và 20 mức xám vì vậy trong máy chụp CLĐT người ta phải thiết kế để có thể điều chỉnh
mức cửa sổ (Window Level-WL) và độ rộng cửa sổ (Window Width-'WW) sao cho có thể hiển thị tối
ưu của độ tương phản giữa các mô trên màn hình.
1.2.2.3. Các phương pháp tái tạo ảnh
Từ những khái niệm trên ta thấy mục tiêu của việc tái tạo ảnh là tính chỉ số CT của từng
nguyên tố ảnh trong ma trận ánh rồi hiển thị các ảnh điểm đó trên màn hình, cần giải hàng ngàn

phương trình để tính được hàng trăm ngàn chỉ số CT cho một lớp cắt, tuy nhiên nhờ những máy tính
rất mạnh mà ngày nay việc tái tạo ảnh một lớp cắt chỉ chiếm từ vài giây đến vài chục giây.
Vê lý thuyết có 3 phương pháp tái tạo ảnh sau:
Chiếu lại (back projection)
Chiếu lặp lại (iterative back projection)
Lọc và chiếu lại (filtered back projection)
5
5


Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
Trong 3 phương pháp trên, phương pháp lọc và chiếu lại còn được gọi là phương pháp phân tích, nó
được ứng dụng trong hâu hêt các máy CLĐT hiện đại. Trong đó chỉ sử dụng duy nhất một thuật toánmột hàm lọc (filter function), để hiệu chỉnh dữ liệu thô với mục đích loại bỏ nhiễu nền trước khi
chúng được chiếu lại vào ma trận để tái tạo ảnh.
1.2.3. Cấu trúc máy CLĐT
Một hệ thống máy CLĐT thường bao gồm các thành phần sau (hình 1.16
và 1.17)

Hình 1.16: Hệ thống máy chụp CLĐT

Giàn quay (GANTRY)
Bàn bệnh nhân (PATIENT COUCH)
Khối điều khiển chuyển động Cơ học
Hệ thống máy tính (COMPUTER SYSTEM)
Bàn điều khiển (CONSOLE)
6

6

Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
Hệ thống tạo và điều khiển cao thế (HIGH TENSION GENERATOR and CONTROLLER)
Máy chụp nhiều hình (MULTIF ORMAT CAMERA)
Ngoài ra, tuỳ theo nhu cầu máy có thể có thêm các phụ kiện như : đĩa quang từ, máy chụp LASER,
nguồn điện dự phòng (UPS), ổn áp.v.v..

Hình 1.17: Hình ảnh một hệ thống máy CLĐT
Sơ đồ khối một hệ thốngmáy CLĐT vẽ trên hình 1.18.
Dưới đây sẽ mô tả vắn tắt những nét chính về một vài bộ phận chủ yếu nỏi trên
1.2.3.1. Giàn quay
Là nơi chứa bóng X quang, các đầu đo – bộ cảm biến (detector) và hệ thông tích lũy dữ liệu
(Data Acquisition System - DAS).
Để tạo các lớp cắt chéo, giản quay có thể điều chỉnh nghiêng so với mặt phẳng thẳng đứng
góc +/- 15° -> +/- 30° tuỳ thuộc loại máy. Góc nghiêng có thể đặt tự động hoặc nhân công.
Phương pháp quét : Bóng XQ và cụm đầu đo gắn với nhau và quay quanh người bệnh 1 góc
360° (1 vòng tròn) để thực hiện một lớp cắt.

7
7


Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography

Hình 1.18: Sơ đồ khối một hệ thống máy CLĐT
Hầu hết máy CLĐT hiện tại, khoảng 90%, thuộc thế hệ thứ 3 là loại máy chùm tia X từ bóng X
quang phát ra theo dạng hình rẻ quạt bao trùm toàn bộ vùng thăm khám, số lượng đầu đo tuỳ thuộc
vào cấu trúc của từng loại máy, hiện nay phổ biến trong khoảng từ 600 đến trên 900 nên lượng tín
hiệu thu được rất lớn đủ để tạo được hình ảnh rõ nét và chi tiết. Thời gian cho một lớp cắt từ <1 giây
đến 10 giây.
Trong thế hệ thứ 3 có thể chia thành 2 kiểu quét: quét đảo chiều và quét liên tục.

Những máy thuộc giai đoạn đầu áp dụng kiểu quét đảo chiều: hệ thống quét quay thuận và ngược
chiều kim đồng hồ đan xen nhau, do quáĩi tính cơ học nên thời gian thực- biện một lớn căt khône thê
thấp hơn 3 giây.
Những máy mới sản xuất những năm gần đây ảp dụng kiêu quét liên tục: quay theo một chiều. Với
những máy thuộc loại này việc câp điện cao hoặc hạ thế, truyền tín hiệu ảnh giữa các bộ phận trong
dànquay với máy tính và các thiết bị khác phải thông qua các vòng trượt, do vậy còn gọi là kiểu quét
vòng trượt (Slip ring).
Nhờ kiểu quét này đã giảm quán tính cơ học nên giảm thời gian cắt lớp xuông chỉ còn khoảng 1 giây
hoặc thấp hờn và quan trọng hơn khi kết hợp với sự dịch chuyển đồng bộ của bàn bệnh nhân sẽ thực
hiện được kiểu quét xoắn ốc (Helical) tạo được các lớp ảnh liên tục, không bị gián đoạn như trong
kiểu quét đảo chiều. Đặc biệt kiểu quét xoắc ốc tạo được sổ lượng ảnh trong một đơn vị thời gian cao
hơn nhiều so với các kiểu quét khác nên ảnh ít bị nhiễu do sự chuyển động của các tổ chức cơ thể.
Bóng X quang: cấu trúc của bóng X quang ở các máy CLĐT giống như trong máy X quang
thông thường, đố là loại bóng anốt quay và được làm mát bằng dầu để phát tia liên tục trong thời
gian dài. Khả năng chịu nhiệt của bóng tới một vài MHU.
Hệ thống tích lũy dữ liệu (DAS): Hệ thống tích lũy dữ liệu bao gồm các đầu đo tín hiệu, đầu đo
tham chiểu, các mạch khuy ếch đại, Logarit, tích phân, dồn kênh v.v.
Hiện tại có 3 loại đầu dò cơ bản: Khí Xenon áp suất cao, bán dẫn và gốm đất hiếm. Trước đây đa số
máy dùng loại Xenon áp suất cao, ầp lực bên trong khối đầu dò khoảng 25 át mốt phe, nhiệt độ của
8
8


Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
nóphải rất ổn định, thông thường từ 30 - 35 0 c +/- 0,5 °c. Vì vậy, thường phải bật máy trước khi dùng
khoảng 2 giờ hoặc đóng điện liên tục cho nó.
Hiện nay các máy CLĐT hiện đại đều sử dụng loại detector bằng vật liệu bán dẫn đặc biệt có độ nhậy
và tuổi thọ cao và đặc biệt không phải định kỳ nạp bổ xung khí như với loại đầu dò khí xê nông.
1.2.3.2. Bàn bệnh nhân
Di chuyển người bệnh vào/ ra vùng quét.Tốc độ và khoảng di chuyển có thể điều khiển chính

xác tới từng mm. Bàn cũng có thể nâng cao/hạ thấp. Mức thấp nhất hiện tại của các máy thế hệ mới
là 30 cm thuận tiện cho việc vận chuyển bệnh nhân.
Việc định vị bàn và giàn quay có thể thực hiện trực tiếp tại bảng điều khiển cạnh bàn hoặc tại
bàn điều khiển chung.
1.2.3.3. Hệ thống máy tính
Là bộ não của máy cắt lớp điện toán, nó diều khiển toàn bộ mọi hoạt động của máy,thường
bao gồm các chức năng san:
Đặt chương trình khám xét theo yêu cầu người sử dụng.
Nhận tín hiệu
Xử lý tín hiệu.
Điều khiển bàn bệnh nhân và giàn quay.
Tái tạo ảnh.
Lưu trữ dữ liệu.
Tính toán các tham số:thể tích,khoảng cách,trị số CT.
Phóng to/thu nhỏ ảnh.
Chụp ảnh lên phim hoặc cất giữ ảnh vào đĩa từ. v.v...
Để thực hiện toàn bộ các thao tác trên, máy tính phải sử lý hàng triệu bit/gy. Vì vậy nó phải có công
suất lớn, tốc độ nhanh.
Hầu hết các bộ sử lý trung tâm (CPU) trong các máy tính hiện nay thuộc loại 32 bit, đã có máy
tính sử dụng CPU 64 bit. Trong một máy người ta có thể sử dụng nhiều CPU, mỗi CPU quản lý một số
chức năng nên những máy này thuộc loại sử lý song hành/đa nhiệm. Bộ nhớ động (DRAM) trong máy
cũng có dung lượng rất lớn hàng trăm Mb
Để lưu trữ dữ liệu trong và sau quá trình xử lý, trong các máy tính đều có ổ đĩa cứng (HDD).
Những máy thế hệ trước dung ỉượng HDD thấp, chỉ vào khoảng 100-300 Mb nên hạn chế lượng
thông tin lưu trữ. Những máy thế hệ sau đã nâng dung lượng đĩa từ lên tới hàng chục Gb (1Gb-1000
Mb).
9
9

Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
Hiện nay các thuật toán ứng dụng phát triển rất mạnh nên máy đã giải quyết được rất nhiều
nhiệm vụ, chẳng hạn người ta đã xây dựng hàng trăm chương trình khám xét cho nhiều đối tượng( sọ
não, phổi, thận, cột sống v.v.) hoặc có thể tạo ảnh không gian 3 chiều v.v.
1.2.3.4. Bàn điều khiển
Là nơi thao tác của bác sỹ/kỹ thuật viên X quang. Tại bàn điều khiển có màn hình, có máy chỉ
có một màn hình hiển thị cả hình ảnh và số liệu, trong khi đó có nhiều máy có hai màn hình riêng biệt,
loại lớn-21 inches cho ảnh, loại nhỏ - 14inches cho số liệu. Các màn hình đều thuộc loại chất lượng
cao (ma trận tái tạo 512x512 hoặc 1024x1024).
Một bàn phím, ngoài các phím như một bàii phím máy chữ. thông thường, còn có nhiều phím
chức năng và một con lăn (Track ball) dùng để giao diện với máy tính, thực hiện các chức năng và di
chuyển con trỏ v.v.
1.2.3.5. Máy chụp phim
Một thành phần không thể thiếu được trong hê thống máy CLĐT là máy chụp ảnh lớp cắt, nó
là công cụ lưu trữ kết quả xét nghiệm bằng hình ảnh. Khác với việc chụp ảnh trong máy quang tuyến
thông thường, ở đây ảnh được chụp lại từ một màn hình bố trí trong máy, hình ảnh hiện trên màn
hình trong máy chính là ảnh hiện trên màn hình tại bàn điều khiển. Phim dùng cho máy chỉ có một
mặt phủ nhũ tương và có thể có nhiều kích thước khác nhau từ 13x18 cm đến 30x40 cm. Trên một
phim có thể chụp đa ảnh-nhiều lớp cắt ví dụ 4, 6, 8,12, 24 ảnh
Hiện nay, hầu hết hệ thống máy CLĐT được trang bị máy chụp ảnhdùng kỹ thuật LASER và sử
dụng phim khô.
1.2.4. So sánh giữa chẩn đoán quang tuyến thông thường và chẩnđoán quang tuyến cắt lớp-điện toán
Sự khác biệt cơ bản giữa máy X-quang thông thường (XQTT)(Conventional X ray Equipment)
và máy CLĐT ở chỗ :
Trong máy XQTT chùm tia X phát xạ từ bóng X quang đi xuyên qua toàn bộ bê đây của phần cơ thể
cần xét nghiệm rồi thâm nhập vào phim. Trên đường chiếu, chùm tia này bị suy giảm không chỉ bởi
một mà nhiều bộ phận khác nhau do vậy hình ảnh trên phim là kết quả của sự suy giảm tia X tổng
hợp và có thể xem như do nhiều ảnh chông lên nhau. Kêt quả ảnh bị mờ không có chiêu sâu.
Trái lại trong máy CLĐT khả năng làm suy giảm đối với tia X (còn gọi là độ suy giảm tuyến tính cục bộ)
của từng phần tử nhỏ bé (còn gọi là nguyên tố thể tích- VOXEL) nằm trong lớp cắt được đo và tính

toán riêng rẽ, những số liệu này sau đó được dùng để tái tạo ảnh. Như vậy sẽ loại trừ hiện tượng ảnh
chồng lên nhau trên đường chiếu
Trong máy XQTT hướng quan sát trùng với phương chiếu, còn trong máy CLĐT hướng quan sát vuông
góc với phương chiếu.
1.2.4.1. Ưu điểm của máy CLĐT so với máyXQTT:
Hình ảnh rõ nét do không có hiện tượng nhiêu hình chồng lên nhau.
Khả năng phân giải những mô mềm cao hơn nhiều
10
10


Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
Có thể tính toán được hệ số suy giảm của từng phần tử trên ảnh một cách chính xác nên có thể đánh
giá được sự thay đổi cả về lượng và chất của đối tượng xét nghiệm.
Nhờ việc ứng dụng kỹ thuật số nên có thể sử lý, tái tạo ảnh theo nhiêu kiểu một cách nhanh chóng ví
dụ : dựng lại ảnh theo các mặt phăng, dựng ảnh trong không gian 3 chiêu, phóng đại, đo khoảng
cách, tiết diện, thể tích tính toán chỉ số CT (đơn vị biểu thị độ suy giảm tuyến tính). Phương tiện lưu
trữ ảnh đa dạng hơn, ảnh không chỉ có thể được cất giữ ảnh trên phim mà còn trên đĩa từ, đĩa quang
với số lượng rất lớn. Hơn nữa còn có thể nối mạng, truyền ảnh đi xa trên mạng thông tin vô tuyến
hoặc hữu tuyến...

1.2.4.2.Nhược điểm của máy CLĐTso với máyXQTT:
Chỉ có thể chụp ở một sổ tư thế, khả năng linh hoạt và cơ động kém
Thời gian chụp dài hơn, người bệnh chịu liều lượng tia X cao hơn
Khả năng chiểu kết hợp với các thủ thuật kém
Chi phí đầu tư và vận hành cao

3.1. Giới thiệu
3.1.1. CT và chụp X quang cắt lớp cổ điển
CT là một phương pháp chụp quang tuyến X đặc biệt, khác về bản chất với phương pháp chụp X

quang cắt lớp cổ điển (là phương pháp dựa trên phương thức làm mờ những vùng nằm ngoài vùng
cần quan tâm). Thực chất không nhất thiết phải dùng máy tính để thực hiện phương pháp chụp mới
này, và do vậy thuật ngữ CT có thể khiến hiểu lầm. Tuy nhiên việc ứng dụng máy tính để tạo ảnh đã
được chứng tỏ rất có hiệu quả.
Phương pháp tạo ảnh X quang dàn trải theo trục tức là tạo ảnh các lớp cắt vuông góc với trục dọc cơ
thể. Mặc dù bằng phương pháp chụp cắt lớp Xquang cổ điển cũng có thể tạo được ảnh các lớp cắt
nhưng những ảnh này chất lượng thấp - độ tương phản kém.
Trong kỹ thuật chụp X quang cổ điển, hình ảnh của đối tượng 3 chiều được ghi vào phim dưới dạng
ảnh bóng mờ hai chiều ( shadow image ) do sự chiếu của 1 chùm tia X hình côn qua đối tượng vào
phim. Hình ảnh tạo ra theo phương pháp này là hình ảnh xếp chồng (superimposed) của nhiều đối
tượng khác nhau nằm trên đường chiếu của chùm tia X do vậy ít nhiều bị mờ.
CT tránh được hiệu ứng xếp chồng này vì chỉ xử lý những thông tin của lớp cắt cần quan tâm. Như vậy
trong CT chi tiết cùa đối tượng tương ứng một cách chính xác vói chi tiết ảnh mà không liên quan tới
một số lớn phần tử đối tượng nằm cận kề trên đường chiếu của chùm tia X. Ảnh được tạo ra không
còn bị xếp chồng và được gọi là ảnh thay thế (substitution - image).
3.1.2. Quá trình phát triển kỹ thuật chụp CT
Với nhiều sự cố gắng để cải thiện chất lượng ảnh, vào các năm 1963, 1964 A.M. Cormark là người đầu
11
tiên đã mô tả một phương pháp chụp cắt lớp Xquang,
hoàn toàn đúng với phương pháp CT: nhờ
11


Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
phương pháp này có thể tạo ảnh một lớp cắt từ rất nhiều mặt cắt chéo (lateral sections) xác định bởi
kỹ thuật chụp X quang. Sau đổ người ta đã phát hiện ra rằng giải pháp toán học cho vấn đề này đã
được ông Radon một nhà toán học Australia tìm ra vào năm 1917 với lý thuvết sau :
“Hình ảnh của một đối tượng hai hoặc ba chiều có thể được tái tạo lại từ một tập hợp vô hạn những
dữ liệu thu được từ các phép chiếu qua nó.”
Dưới đây là một số mốc trong quá trình phát triển kỹ thuật chụp CT

1967 Hounsfield, một nhà nghiên cứu khoa học Anh quốc bắt đầu tiếnhành thực nghiệm cơ sở trên
máy quét sọ não EMI.
1970 Khởi đầu sản xuất thử máy quét sọ não EMI
1971 Lắp đặt mẫu máy quét lớp sọ não EMI đầu tiên tại bệnh việnAtkinson Morley và khởi đầu thực
nghiệm lâm sàng.
Tháng 4/1972, hai nhà khoa học Anh J. Ambrose và G. Hounsfield đã báo cáo về máy cắt lớp EMI tại
đại hội của hội quang tuyến Anh quốc.
1973 lắp đặt máy cắt lớp sọ não tại bệnh viện Mayo và Ông R. s Ledley (Học viện George town) công
bố về hệ thống máy chụp cắt lớp.Tuy nhiên, những máy thuộc giai đoạn này có tốc độ rất thấp, để có
1 lớp cắt phải mất tới khoảng 4 phút, vả lại chất lượng ảnh rất kém nên chưa có nhiều tác dụng thực
tế trong chẩn đoán.
1974 phát triển máy cắt lớp EMI CT5000. Viện hạt nhân Ohio phát triển hệ máy DELTA và thực nghiệm
lâm sàng tại bệnh viện ơereland. Kể từ đó trở đi thời gian quét 1 lớp giảm xuống chỉ còn khoảng 20
giây, có hiệuquả rõ rệt trong lâm sàng.
1975 lắp đặt máy ACTA đầu tiên tại học viện Minnesota và máy DELTA đầu tiên tại trung tâm у học
nước Anh. Trong năm, khoảng 20 Công ty đã tham gia sản xuất máy cắt lớp điện toán và một cuộc
triển lãm về máy tại đại hội quang tuyến Bắc Mỹ đã thu hút sự tham gia của nhiều Công ty hàng đầu
như : EMI, Viện hạt nhân Ohio, Pfizer, GE, Picker, Siemens, Artronic, Syntex,..
1979 Trao giải Nobel về у sinh học cho các nhà khoa học G. Hounsfield và A. Cormack
Như vậy chi trong vòng 30 năm (1967 đến nay), từ những bước thử nghiệm đầu tiên, máy
chụp CLĐT đã ngày càng được phát triển và hoànthiện, trải qua 4 thế hệ, để trở thành công cụ chẩn
đoán ảnh ưu việt và được đánh giá là một trong 10 phát minh lớn nhất thế kỷ 20. Hiện nay đã có
hàng vạn máy CT được lắp đặt và sử dụng trên thế giới.
3.1.3. Ưu việt của triển kỹ thuật chụp CT
Khả năng của CT trong việc tạo ra ảnh thay thế, thay cho ảnh xếp chồng, chính là một trong những
điểm cốt lõi chứng minh hiệu quả cao của phương pháp này: CT có thể tạo ra những ảnh cùa các mồ
mềm với độ tương phản cực cao mà với phương pháp cổ điển không thể đạt được. Hơn nữa, nhờ
những tiến bộ khoa học kỹ thuật, CT còn cho phép định lượng được hình ảnh.
Nhờ những tính chất nổi trội này, chỉ sau vài năm ứng dụng CT đã trở thành một kỹ thuật tạo ảnh
Xquang tiêu chuẩn không thể thiếu được không chỉ trong lĩnh vực thần kinh học mà còn trong lĩnh

vực thăm khám toàn thân, phạm vi ứng dụng của
12CT ngày càng mở rộng.
12


Chương ĨIĨ: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
Trong rất nhiều trường hợp, nhờ khả năng tạo ảnh các mô mểm với độ tương phản rất cao mà đã có
thể loại bò việc sử dụng các chất cản quang. Ví dụ nhờ CT có thể chụp ảnh não thất một cách trực
tiếp do vậy có thể giảm bớt đựợc nhiều xét nghiệm thần kinh, điện não đồ. Thồng thường hơn, có thể
tránh phải bơm thuốc cản quang vào mạch máu. Và do vậy, thay vì phải chịu nguycơ cao do tiêm
thuốc cản quang vào động mạch nay chỉ cần tiêm tĩnh mạch với nguy cơ thấp hơn.
Đặc biệt hơn, kỹ thuật chụp CT còn giúp tạo ảnh hình dạng thực của các cơ quan bị thương tổn,
phương pháp cổ điển chỉ tạo ảnh thông qua các thông tin gián tiếp — thông qua sự dịch chuyển của
mạch máu, trong khi đó CT với rất nhiều trường hợp đã cung cấp nhiều chỉ dẫn chính xác hơn khi
chụp mạch.
3.2. Một số khái niệm cơ bản
3.2.1. Nguyên lý cơ sở
Các thành phần quan trọng của một hệ thống CT và sự hoạt động của nó được minh hoạ trên hình
3.1 Để tạo được ảnh cùa các lớp cắt cần quan tâm trong cơ thể thì cần phải tính được đô suy giảm
của tia X khi xuyên qua lớp cắt tại nhiều hướng nhờ một hệ thống bóng X quang và bộ phát hiện (cảm
biến). Một dạng hệ thống đơn giản nhất (hình 3.1) sử dụng một chùm tia X có bề dày cỡ bút chì xuyên
qúa lớp cắt để đo độ suy giảm. Để xác định độ suy giảm, trước hết dịch chuyển hệ thống đo này theo
hướng vuông góc với chùm tia và song song với mặt phẳng chứa lớp cắt, sự dịch chuyển này trải qua
toàn bộ tiết diện cùa lớp cắt.
Đồng thời tại những khoảng nhất định trong khi dịch chuyển, cường độ bức xạ (tia X) tại cảm biến
được ghi lại. Như vậy, sau khi đã dịch chuyển qua toàn bộ lớp cắt sẽ ghrtf ữợcrmột tập hợp các số
liệu đo tương ứng vói một tiết diện chéo (lateral sections) và tập số liệu này được gọi là một phép
chiếu (projection).

13

13


Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography

Hình 3.1: Mô phỏng một hộ thống CT loại đơn giản nhất

Trái ngược với kỹ thuât chup X quang cổ điển, để tạo được ảnh trong kỹ thuật CT, cần có nhiễu phép
chiếu. Những phép chiếu này được tạo ra bằng cách quay cả hệ thống đo một góc nhỏ cỡ 1° chung
quanh trục vuông góc với mặt phẳng chứa lớp cắt, sau mỗi lần thực hiện một phép chiếu, rồi thực
hiện phép chiếu tiếp theo trình tự như trước cho tới khi hệ thống đo đã dịch chuyển theo một góc
quay ít nhất bằng 180°.
Trong quá trình đo, những số đo như vậy sẽ được mã hoá theo một dạng thích hợp rồi truyền tới máy
tính. Với kỹ thuật ngày nay, để tạo được một ảnh cần tói hàng trăm phép chiếu và mỗi phép chiếu cần
tới vài trăm số đo, như vậy tổng cộng phải cần đến 100.000 - 1.000.000 số đo. Sau đó, dựa trên
những số đo này, máy tính sẽ tính ra những độ suy giảm và sự phân bố của những sự suy giảm này
trên tiết diện lớp cắt của đối tượng, những vùng có độ suy giảm cao sẽ được ấn định giá tri cao và
ngược lại.
Vìkhả năng của máy tính chỉ có thể xử lý và tính toán một số lượng giới hạn số đo và độ suy giảm, nên
cần phải giả thiết lớp cắt như là một tập hợp của rất nhiều nguyên tố thể tích (volume elements voxels) hình khối lập phương và độ suy giảm tại mỗi phần tử này là hằng số (hình 3.2). Máy tính sẽ xử
lý và tính toán cho các phần tử thể tích này.

Hình 3.2: Ma trận ảnh điểm lớp cắt, nguyên tố thể tích và nguyên tố ảnh
14


Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
Tuy nhiên cần luôn nhớ rằng, trong thực tế, độ suy giảm tia X luôn biến đổi ngay trong các nguyên tố
thể tích riêng rẽ thuộc lớp cắt vì vậy trị số suy giảm tính toán chỉ là giá trị trung bình.
Thoạt tiên, trong quá trình tạo ảnh, hình ảnh của lớp cắt chỉ được biểu hiện dưới dạng những tập số

liệu lưu giữ trong máy tính và không thể quan sát ngay bằng mắt. Để có thể nhìn được, cách đơn giản
nhất là in những giá trị đô suy giảm đã được đã được bố trí theo đúng vị trí còn gọi là ma trận
(matrix) điểm ảnh. Tuy nhiên để hình dung ra tấm ảnh thông qua các số liệu về độ suy giảm quả là
một việc rất khó khăn vì số lượng các giá trị này rất lớn , thông thường một ma trận như vậy có từ
256 X 256 đến 512 X 512 hoặc nhiều hơn các giá trị. Cách biểu diễn này rất ítdùng cốchãng chỉ đối với
một phần của ảnh. Thông thường, ma trận số này được chuyển đổi thành các mầusắc trắng, xám,
đen, hoặc mầu để hiển thị trên màn hình và mắt người có thể phân biệt dễ dàng.
3.2.2. Thang đo độ suy giảm tuyến tính
Để đánh giá độ suy giảm của một chất đồng nhất đối với tia X đơn sắc, ta có phương trình
sau:
(3.1)
Trong đó:
J

: Cường độ bức xạ tia

J0

: Cường độ bức xạ tia tới
X

ló

: Bề dầy đối tượng

: Hệ số suy giảm tuyến tính của vật chất đối với tia X nói trên.
Trị số phụ thuộc rất nhiều vào năng lượng bức xạ bởi vây chỉ có ứng dụng hạn chế để đặc trưng hoá
khả năng làm suy giảm bức xạ tia X của đối tượng Trong CT thay vì sử dụng J1S một đơn vị đặc trưng
gọi là chỉ số CT được ứng dụng. Chỉ số CT được tính như sau:
( Hounsfield Unit)

Các trị số CT cùa nước, không khí và của các cơ quan nội tạng khác được minh hoạ trên hình
3.3.

15


Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography

Hình 3.3: Trị số CT của nước, không khí và các cơ quan nội tạng.
3.2.3. Tạo ảnh
Để tạo ảnh từ những tập dữ liệu bao gồm cường độ đã đo đối với các hướng chiếu, cần phải
thực hiện một sốphép biến đổi từ phương trình (3.1) như sau:
Từ (3.1 ) ta có:

Lấy loga 2 vế rồi tính :

Nếu chỉ đơn giản đặt chồng (superposition) những tín hiệu cường độ riêng rẽ đã được sử lý như trên
vào ma trận ảnh thì không đạt yêu cầu (hình 4.6) vì hình được tạo ra như vậy vẫn còn tồn tại những
bóng mờ dàn trải (extensive blurring) (hình 3.4 a). Để khử các bóng mờ này, phép chiếu sau khi đã
được tiền xử lý, sẽ được trộn (convoluted) vối hàm lọc trước khi được xếp chồng trỏ lại vào ma trận
(hình 3.4 b).
Việc tái tạo ảnh theo các bước mô tả trên đây, ngày nay được áp dụng phổ biến trong các máy CT
được gọi là Quá trình sử lý lọc. Quá trình này đã chỉnh lý tín hiệu khiến nó mang cả thành phần âm và
dương. Nếu hàm lọc được chọn lựa thích đáng thì có thể tái tạo được ảnh không còn bị bóng
nhiễumờ.

16


Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography

Hình 3.4: Tạo ảnh bằng cách chiếu lại đơn giản (a) và khi ứng dụng hàm lọc và
thuât toán convolution fb)
Đặc trưng của quá trình xử lý lọc là từng giá trị đo đều được sửa đổi theo các mức độ khác nhau để
phù hợp với từng ảnh điểm. Đây cũng là điểm đặc trưng của CT trong việc xử lý chống nhiễu và hoàn
toàn khác với kỹ thuật chụp X quang cắt lớp cổ điển.

3.3. Phương pháp quét và các thế hệ máy CT
Kể từ khi được đưa vào sử dụng, người ta đã cố gắng cải thiện, nâng cao hiệu quả của hệ
thống thiết bị CT đặc biệt tròng viộc giảm thời gian tạo ảnh, bằng cách cải tiến hệ thống quét. Những
hệ thống quét này khác nhau chủ yếu về số lứợng và cách bố trí các cảm biến như sẽ trình bầy sau
đây, mỗi một hệ thống quét đều có những ưu và nhược điểm nhất định.
3.3.1. Máy CT thế hệ thứ nhất
Cấu trúc: một hệ thống đo đã được đề cập ở phần trên, nay được minh hoạ lại trên hình 3.5, Bộ thu
chỉ gồm một đầu dò, chùm tia phát ra hẹp và song song dạng một cái bút chì.
Phương thức quét: bóng X quang và đầu dò dịch chuyển song song theo hướng vuông góc với chùm
tia và bao trùm toàn bộ mặt phẳng lớp cắt, sau đó cả hộ thống quay một góc rồi tiếp tục dịch chuyển
song song theo hướng mới. Trong khi dịch chuyển song song, tại những khoảng cách đều đặn tia X
được phát và thu. Quá trình tiếp diễn cho tới khi số lượng tín hiệu thu được đủ lớn để tái tạo ảnh.
Hệ thống này hiện tại hầu như không được ứng dụng vì nó chỉ sử dụng một phần năng lượng rất nhỏ,
không đáng kể cùa nguồn bức xạ từ bóng X quang, trong khi năng lượng bức xạ từ a-nốt bóng có thể
bao trùm một góc 20 = 6,28 radian, thì chùm tia bức xạ thực dụng để đo lại chỉ nằm trong góc
17


Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
lO"4radian. Bởi vậy, một mặt công suất cùa bóng X quang bị hạn chế, mặt khác do cần .thiết phải tạo
được liều bức xạ tại cảm biến đù để đo nên máy không thể chuyển động với vận tốc cao.

Hình 3.5: Máy CT thế hệ thứ nhất.

Với hệ thống này để tạo ảnh của một iớp cắt cần một khoảng thời gian dài cỡ vài phút và vì vây trong
giai đoan đầu của máy CT, nó chỉ đươc ứng dụng để chụp các cơ quan tinh đặc biệt là xương và sọ
não.
Thời gian chụp có thể được giảm nhờ sử dụng 1 cảm biến thứ 2 đặt liền kề với cảmbiến đầu thẹo
hướng bề dày của lớp cắt và giữ nguyên các mối quan hộ dạng hình học, dạng chùm tia X tương hợp
với cả hai cảm biến và xử lý dữ liệu đo thu được cho 2 lớp cắt liền kề.
Tuy nhiên, trong thực tế, việc giảm thòi gian tạo ảnh chỉ có thể đạt được nhờ tăng số lượng kênh đo
cho một lớp cắt, các máy CT đã được phát triển theo hướng này
3.3.2. Máy CT thế hệ thứ hai
Cấu trúc: Thay vì dùng một đầu dò, nay dùng một chùm đầu dò khoảng 20- 30 chiếc bố trí cận kề
nhau trong hướng quét như chỉ ra trên hình 3.6, chùm tia phát có dạng hình quạt.
Phương pháp quét: tướng tự thế hệ thứ nhất, hệ thống đo thực hiện 2 loại dịch chuyển: song song và
quay
Với cách bố trí hộ thống đo này, nguồn bức xạ tia X từ bóng X quang được sử dụng hiệu quả hơn
nhiều, có thể thực hiện được nhiều phép chiếu tương ứng với số lượng cảm biến và thu được nhiều
dữ liệu đo đồng thời, vì vậy góc quay và khoảng dịch chuyển giữa hai lần chiếu theo mặt phẳng ngang
sẽ tăng, kết quả giảm tổng số bước quét phẳng và số lần quay cùa hệ thống đo. Với hệ thống này, tuỳ
thuộc vào số cảm biến thời gian tạo ảnh một lớp cắt trong khoảng từ 10 - 60 giây. Tuy nhiên do quán
tính cơ học khi chuyển động ngang hoặc quay, việc giảm thời gian tạo ảnh xuống thấp nữa đối với hệ
thống đo này không thể thực hiện được.

18


Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography

Hình 3.6: Máy CT thế hệ thứ hai
3.3.3. Máy CT thế hệ thứ ba
Cấu trúc: Số lượng đầu dò tăng lên đến vài trăm cái và được bố trí trên một vòng cung đối diện và gắn
cố định với bóng X quang. Chùm tia X phát ratheo hình rẻ quạt với góc từ 30-60 ° tuỳ theo số lượng

đầu dò và bao trùm toàn bộ tiết diện lớp cắt (hình 3.7)
Phương pháp qũét: Hệ thống đo quay quanh đối tượng một góc 360° để thực hiện một lớp cắt. Khi
quay, tia X có thể hoặc được phát thành xung tại những góc cố định hoặc được phát liên tục
Với cấu trúc này, nguồn bức xạ tia X được sử dụng tối ưu, hơn nữa hộ thống đo chỉ thực hiện một
kiểu chuyển động quay và quay liên tục chứ không phải từng bước. Thời gian chụp ngắn nhất giảm
xuống chỉ còn cỡ một vài giây.

Hình 3.7. Máy CT thế hệ thứ ba
3.3.4. Máy CT thế hệ thứ tư

19


Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
Cấu trúc: khác vói những máy thuộc thế hộ trước, bóng X quang và đầu dò gắn chặt với nhau,
cùng dịch chuyển hoặc quay. Máy thế hộ thứ tư có hệ thống đầu dò tách biệt vói bóng X quang - đó là
một tập hợp rất nhiều đầu đò, bố trí trên một vòng tròn bao quanh khoang bệnh nhân (hình 3.8).
Phương pháp quét: Bóng X quang quay tròn quanh bệnh nhân, chùm tia phát thành hình rẻ
quạt bao phủ vùng cần khám nghiệm, các phẩn tử cảm biến sẽ được đóng / ngắt theo quy luật nhất
định phù hợp với chuyển động quay cùa bóng.
Ưu điểm cùa loại máy thuộc thế hệ thứ tư: Thời gian chụp ngắn nhất tương tự như đối với
thế hệ thứ ba, cỡ một vài giây. Không bị nhiễu ảnh hình tròn (ring artifact) như thường xẩy ra đối vói
máy thuộc thế hệ thứ 3. Tuy nhiên máy có cấu trúc phức tạp vì số lượng đầu dò lớtt hơn rất nhiều
Hiện nay mới chỉ có một vài hãng sản xuất máy thế hệ thứ tư (thí dụ: Picker, Toshiba) sản
phẩm thương mại chiếm khoảng 6%.

Hình 3.7. Máy CT thế hệ thứ tư
3.3.5. Máy CT thế hệ thứ năm
Để giảm thời gian quét xuống thấp hơn nữa ví dụ vào khoảng vài chục ms. một số nghiên cứu và thực
nghiệm về một loại máy CT mới, tạm gọi là máy thế hệ thứ năm đang dược thực hiện.

20


Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography

Hình 3.8: Máy CT thế hệ thứ năm loại bóng X quang a-nốt nhiều rãnh, mặt cắt dọc và ngang
Trong loại máy này, để tạo một lớp cắt không có sự chuyển động của bất kỳ một bộ phận nào trong
hộ thống đo. Chùm tia X sẽ được phát không chỉ bởi một mà là một hệ thống nhiều bóng X quang
hoặc một loại bóng X quang đặc biệt với a-nốt có nhiều rãnh bố trí cố định chung quanh bệnh nhân.
Bộ phát hiện bao gồm nhiều đầu dò bố trí cố định trong một vòng cung 180°. Chùm tiạ điện tử từ
súng điện tử (ca tốt) được điều khiển để lần lượt bắn vào bề mặt các rãnh a-nốt trong một góc quay
180°. Một ví dụ về cơ cấu loại máy này được dẫn ra trong hình 3.8. Tuy nhiên tất cả mới đang trong
giai đoạn thử nghiêm.
3.3.6. Một số đặc điểm của các thế hệ máy CT
3.3.6.1. Phân loại theo phương thức thu thập dữ liệu
Hệ thống đo có cấu trúc dịch chuyển - quay của các máy thuộc thế hệ 1 và 2, trong đó dữ liệu đo
được từ các phép chiếu song song và vì vậy loại máy CT này được gọi là máy quét chùm song song
Ở hệ thống có cơ cấu quay thuần tuý của các máy thuộc thế hệ 3 và 4, dữ liệu thô được tạo ra từ các
phép chiếu xuyên tâm (central projections). Trong đó hộ thống có sự chuyển động đồng thời cảm
biến và bóng Xquang, tâm của phép chiếu chính là điểm hội tụ của bóng nên máy thuộc thế hệ thứ 3
còn gọi là máy quét chùm rẻ quạt. Còn trong hệ thống máy thuộc thế hệ thứ 4 CT có cảm biến đứng
yên thì các cảm biến riêng rẽ có thể được xem như tâm phép chiếu, loại máy này được gọi máy quét
cảm biến vòng.
Như đã được trình bầy trong phần n, ảnh chụp cắt lớp có thể được tái tạo từ các phép chiếu song
song cũng như các phép chiếu xuyên tâm. Tuy nhiên số lượng phép tính trong trường hợp thứ hai là
rất lớn nên trong một số loại máy CT, các tập dữ liệu thô từ các phép chiếu xuyên tâm cần phải trước
hết được bố trí lại thành các phép chiếu song song trước khi được tái tạo thành ảnh. Trong trường
21

Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
hợp này không thể đồng thời thực hiện tích lũy dữ liệu với việc . xử lý tái tạo ảnh vì cần phải thu thập
đầy đủ dữ liệu đo trước khi bố trí lại chúng.
3.3.6.2. Hạn chế ảnh hưởng của bức xạ thứ cấp
Trong những hệ thống CT khác nhau, thông thường việc giảm thời gian quét tạo ảnh bằng cách mở
rộng chùm tia của hệ thống đo sẽ kéo theo việc gia tăng cường độ phát xạ X quang thứ cấp tại lối vào
các phẩn tử cảm biến. Đặc biệt với hai loại cấu trúc thuộc thế hệ máy CT 3 và 4, chùm tia X đều bao
phủ cả lớp cắt, cần phải có biện pháp giảm thiểu lượng bức xạ thứ cấp thâm nhập vào các cảm biến.
Trong cấu trúc chùm tia rẻ quạt, có thể dễ dàng thực hiện điều này bằng cách bố trí một hộp chuẩn
trực (collimator-diapbram) ngay trước mặt hệ thống cảm biến, hướng hội tụ của hộ chuẩn trực này về
phía điểm hội tụ bóng và hộp chuẩn trực này được gắn cố định và cùng quay với hệ thống đo quay
quanh bệnh nhân ( hình 3.9 a).
Tuy nhiên đối với cấu trác cảm biến vòng, với hình khối bức xạ thông thường (hình 3.9 b) thì không
thể bố trí hộp trực chuẩn cố định trước mặt hệ thốngvòng cảm biến được vì như vậy hướng hội tụ
của hộp chuẩn trực sẽ vào tâm quay chứ không vào điểm hội tụ như yêu cầu. Bởi vậy cần phải chế tạo
loại hộp chuẩn trực sáo cho luôn hướng về điểm hội tụ. Cấu trúc của hộp chuẩn trực như vậy rất
phức tạp và đòi hỏi độ chính xác rất cao. Điều này rất khó thực hiện trong thực tế, bởi vậy ngưới ta
chọn giải pháp mở rộng khoảng cách giữa bệnh nhân và cảm biến (tượng tự kỹ thuật Groedelrất phổ
biến trong X quang cổ điển) để giảm sự bức xạ thứ cấp. Tuy nhiên sự bức xạ thứ cấp này không thể
giảm tới mức rất thấp được do hạn chế về kích thước cùa thiết bị.

Chùm tia rẻ quạt

b)

Vòng cảm biến

Hình 3.9: Hạn chế bức xạ thứ cấp ứng dụng hộp (lá) chuẩn trực trong máy quét chùm tia rẻ quạt (a)
và máy quét vòng cảm biến (b)

3.3.6.3. Ảnh hưởng của khoảng cách giữa các cảm biến.
Với một ma trận ảnh điểm nhất định, để cải thiện chất lượng ảnh, cần tăng số lần đo trong một phép
chiếu và số phép chiếu cho một lớp cắt, tuy nhiên nếu số lượng này tăng đến một giá trị nào đó thì
chất lượng ảnh cũng không cải thiện được thêm nữa.
Đây là một nhược điểm đặc trưng cùa loại máy cảm biến vòng so với loại chùm tia rẻ quạt trong việc
đánh giá chất lượng ảnh thông qua độ phân giải hình học. Do yêu cầu giảm chi phí, người ta cố gắng
22


Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
duy trì số cảm biến và kênh đo càng thấp càng tốt mà vẫn thoả mãn các đặc trung của chất lượng
ảnh. Do kích thước của thiết bị phải đù lớn để phù hợp vối các đối tượng nên đối với loại máy cảm
biến vòng, khoảng cách giữa các cảm biến sẽ lớn hơn trong loai máy chùm tia rẻ quạt với cùng số
lượng phép chiếu và điều này dẫn tới giảm độ phân giải không gian sẽ lớn để tận dụng nguồn bức xạ.
Kết quả là trong loại máv cảm biến vòng độ rộng g của chùm tia đo cũng tương đối lớn dẫn tới giảm
độ phân giải không gian.
Với một số máy CT loại chùm song song và cảm biến vòng, để tăng độ phân giải không gian, người ta
đặt bổ xung bộ chuẩn trực để giảm bớt độ rộng cảmbiến. Tuy nhiên điều này lại dẫn đến giảm hiệu
suất sử dụng nguồn bức xạcũng như dẫn tới tăng nhiễu ảnh và giảm khả năng phân giải mật độ nếu
vẫngiữ nguyên liều lượng tia tại cảm biến. Kết quả sẽ làm tặng liều tia cho bệnh nhân.
Những đặc tính đã được thảo luận ở trên không thể đề cập hết mọi sự khác nhau giữa các hệ
thống CT khác nhau. Tuy nhiên, những sự so sánh này chỉ ra rằng mối một hệ thông đều có ưu và
nhược điểm và không một hệ thống nào có thể được xem là tối ưu. vấn đề là cẩn phải cân nhắc giữa
chất lượng ảnh, chi phí và phạm vi ứng dụng đề quyêĩ định loại thiết bị nào là tốt nhất trong từng
trường hợp cụ thể.
3.3.6.4. Chất lượng tia X và sự hiệu chỉnh số liệu đo - hiệu ứng làm cứng tia.
Về mặt lý thuyết, việc đo độ suy giảm bức xạ được thực hiện tôt nhất với nguồn bức xạ đớn
sắc - nguồn bức xạ chỉ bao gồm lượng tử đồng mức năng lượng (hình 3.10 a). Trong thực tế chỉ có
chất đồng vị phóng xạ được xem là đáp ứng thuộc tính này, Tuy nhiên không có chất đồng vị nào lại
có năng lượng lượng tử đủ cao để thích hợp vói việc tạo ảnh trong CT (60-80 keV).

a) Hệsố suy giảm bằng nhau b) Hệ số suy giảm khác nhau c) Hệ số suy giảm bằng nhau
Hình 3.10: Hệ số suy giảm bằng nhau khi tia X là đơn sắc (a) hoặc khi có sử dụng phụ kiện để làm
đồng đều khoảng đường truyẽn tia X (c). Hệ số suy giảm thay đổi khi phổ tia X rộng và đường truyền
khác nhau
Bởi vậy người tã phải dùng tia X làm nguồn bức xạ trong máy CT. Tuy vậy năng lượng bức xạ từ a-nốt
bóng Xquang không phải là đơn sắc, phụ thuộc vào trị số điện áp cao thế kV, nó nằm trong giải từ vài
keV tới 100-150 keV. Phổ bức xạ điển hình của bóng X quang dùng trong CT được minh hoạ trên hình
23


Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
3.10 b và 3.10 c. Khi xuyên qua đối tượng các thành phần khác nhaucủa phổ năng lượng của chùm tia
sẽ suy giảm với những mức độ khác nhau, vì vậy định luật về sự suy giảm biểu diễn trong phương
trình đơn giản (3.1) chỉ có thể áp dụng cho các thành phần cá biệt.
Trên thực tế, đối với vật chất đồng nhất ta có phương trình:

Trong các phương trình trên chưa tính đến một tham số nữa: độ nhậy của hộ thống cảm biến cũng
thay đổi theo thành phần của phổ.
Thành phần năng lương của chùm tia saukhi xuyên qua một đối tượng vái loại vật chất đã biết ví dụ
như nước, sẽ phụ thuôc vào bể dày củạ đối tượng (hình 3.10 b). Nói cách khác hê số suv giảm tuvến
tính xác định bởi công thức (3.1) đối với vật chất cùng loại sẽ giảm khi bề dầy của đối tượng tăng.
Những thành phần bức xạ mềm- năng lượng thấp sẽ bị suy giảm nhiều hơn so với những thành phần
cứng - năng lượng cao. Bởi vậy năng lượng trung bình của phổ bức xạ sẽ di dịch về phía mức năng
lượng cao hơn sau khi đi xuyên qua môi trường suy giảm. Quá trình này (dịch mức năng lượag) gọi là
quá trình làm cứng tia.
Do hiệu ứng làm cứng tia bức xạ khiến cho kết quả đo độ suy giảm bị sai lệch cho dù đối tượng là loại
vật chất đồng nhất, ví dụ đổi tượng có dạng hình e-lip thì số đo tương ứng với phép chiếu theo chiều
trục nhỏ sẽ khác với số đo theo chiều trục lớn. Do vậy cần phải hiệu chỉnh chúng bcẩ các biện pháp
trước khi tạo ảnh.

Bước đầu tiên phải làm là áp dụng những phương tiện lọc thích hợp để hạn chế sự phân tán phổ bức
xạ như vậy: sẽ lọc bớt thành phần bức xạ mềm là những thành phần chỉ làm tăng liều lượng bức xạ
trong cơ thể bệnh nhân mà không tăng cường độ tín hiệu thu được tại cảm biến. Tuy nhiên biện pháp
lọc sơ bộ này chưa thể giảm được hiệu ứng làm cứng tia tới mức chấp nhận được.
Chính vì vậy, trong những máy СГ giai đoạn đầu, đối tượng được đặt vào môi trường có thuộc tính vật
chất tương tự đối tượng (ví dụ: nước hoặc plastic phù hợp) để bù trừ sự chênh lệch do hiệu ứng
cứng tia gây ra sao cho đoạn đườngcủa chùm bức xạ trong môi trường suy giảm là như nhau đối với
mọi hướng chiếu. Kết quả là: sự thay đổi của tín hiệu thu được từ cảm biến chỉ biểu thị sự khác nhau
về mật độ của các phần tử thể tích trong đối tượng ( hình 3.10c)Phương pháp điều chỉnh trên đạt
được kết quả thoả mãn, hơn nữa nó còn giảm thiểu tín hiệu tại cảm biến (dễ xử lý, khuếch đại) khiến
cho việc thiếtkế, chế tạo cảm biến cũng như các mạch điện từ liên quan thuận lợi dễ dàng. Tuy nhiên
môi trường bù trừ này lại gây cho bệnh nhân khó chịu không thoải mái, nhất là đối với bệnh nhân bị
tai nạn, chấn thương, vì vậy phương pháp này thường được áp dụng với những cơ quan có kích
thước lớn (ngực, bụng).
Do những hạn chế nói trên, người ta chuyển sang dùng phương pháp hiệu chỉnh hiệu ứng cứng tia
bằng cách hiệu chỉnh tín hiệu chỉ thuần tuý dùng phép tính toán, mặc dù có phải tăng chi phí cho các
mạch điện tử đo lường do dải tín hiệu tại cảm biến lúc này rất rộng. Để cung cấp cơ sở cho phương
pháp hiệu chỉnh này, những độ suy giảm Jo/J sẽ được tính cho các bề dầy cùa vật liệu có tính chất
càng giống với cơ thể càng tốt ví dụ như nước (hình 3.11). Lôga của những giá trị này sẽ phụ thuộc
tuyến tính vào bề dầy lớp cắt nếu không có hiệu ứng cứng tia. Trong thực tế điều này không xảy ra,
không có đường quan hộ thẳng. Bởi vậy ta chọn một điểm trên đường cong - nghĩa là một độ dầy vật
liệu đặc biệt và vẽ một đường thẳng giữa gốc toạ độ và điểm này. Sau đó việc tái tạo ảnh dựa vào giá
tri đã được hiệu chỉnh của bề dầy lóp cắt đọc được từ đường thằng nói trên p’ chứ không phải dựa
24


Chương III: Máy chụp cắt lớp điện toán X-ray computed tomography
vào giá trị đo p nằm trên đường cong. Trong máy tính, sự hiệu chỉnh này được thực hiện hoặc nhờ sử
dụng bảng tra (Look-Up Table) hoặc bằng cách dùng các hàm số tính gần đúng thích hợp.

Hinh 3.11: Hiệu chỉnh hiệu ứng cứng tia bằng tính toán
Dĩ nhiên tương tự như phương pháp hiệu chỉnh có ứng dụng môi trường bù trừ, phương pháp này
cũng chỉ chính xác nếu như đối tượng thăm khám chỉ chứa vât chất mà khả năng làm suy giảm bức xạ
cùa nó hoàn toàn giống cách mà chất tham chiếu làm suy giảm bức xạ. Ví dụ nếu nước được dùng
làm chất tham chiếu (chất chuẩn) thì sự hiệu chỉnh những thành phần tế bào/ mô mềm se rẩĩ cỏ hiệu
quả nhưng sẽ không đù nếu trong đối tượng có chứa thành phần (chất) xương tại các lớp cắt. Điều
này sẽ dẫn tới nhiễu ảnh (artifact) điển hình khi chụp ảnh sọ não. Trong một khoang rộng giữa
cácxương sọ, hình ảnh não thất đen hơn nghĩa là có mật độ thấp hơn so với các vùng khác trên ảnh.
Trong trường hợp này, để tạo anh trung thực, có thể phải hiệu chỉnh bổ xung bằng cách lập lại quá
trình hiệu chỉnh trước. Những sự hiệu chỉnh như vậy sẽ tạo ra hình ảnh hoàn hảo cả về hình thái học
lẫn các giá trị suy giảm, tuy nhiên nó cũng đòi hỏi máy tính phải có công suất lớn.
Ngoài việc hiệu chỉnh số liệu đo do hiệu ứng cứng tia gây ra như đã mô tả, còn có nhiêu sự hiệu chỉnh
khác cần thiết phải thực hiện với số liệu đo trước khi có thể tiến hành việc tái tạo ảnh. Những sự hiệu
chỉnh này thường bao gồm: đối với độ nhậy cá biệt, sự bù trừ lệch điểm 0, sự phân bố độ nhậy của
phổ bức xạ, và sự bố trí về mặt hình học của các kênh đo riêng rẽ. Tuy nhiên việc đi sâu phân tích tất
cả những điều nói trên sẽ không đề cập trong tài liệu này.
3.4. Tái tạo ảnh CT
3.4.1. Khái niệm chung
Như đã phân tích chi tiết ở phần trên, máy CT có thể chụp ảnh quang tuyến X nhưng lớp cắt ngang
thuộc cơ thể mà những ảnh này không bị nhiễu gây ra bởi các bóng của các lớp cận kề. Hơn nữa, trái
vối việc tạo ảnh quang tuyến cổ điển, hình ảnh CT không còn là ảnh xếp chồng. Điều mà nó tạo ra là
biểu hiện được khả năng làm suy giảm bức xạ tại chỗ của từng ảnh điểm - tức là thuộc tính vật lý cùa
tế bào sinh học được biểu hiện qua dạng mức xám.
Trong khi với phương pháp tạo ảnh quang tuyến X cổ điển, dù đã tạo được ảnh sắc nét thì những
hình ảnh của các lớp cận kề có mặt trong trường bức xạ cũng vẫn đạt chồng vào ảnh cùa lớp cần quan
tâm và trong một mức nào đó tạo ra bóng nhiễu, trong máy CT thì những bóng này đã bị loại trừ vì
25