TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI VIỆN ĐIỆN TỬ VIỄN THÔNG BÀI TẬP LỚN CÔNG NGHỆ CHẨN ĐOÁN HÌNH ẢNH I ĐỀ TÀI CHỤP CẮT LỚP VI TÍNH Giáo viên hướng dẫn TS Nguyễn Thái Hà Sinh viên thực hiện Nguyễn Văn Tuấn MSSV 20134321 Lớp ĐTTT 08 – K58 Hà Nội, 2017 CHỤP CẮT LỚP VI TÍNH MỤC TIÊU Sau khi hoàn thành chương này, người đọc sẽ có thể Giải thích các nguyên tắc của truyền x quang chụp cắt lớp vi tính So sánh các tính chất của hình ảnh chiếu x ray với hình ảnh CT x ray Cung cấp một lịch sử ngắ.
TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI VIỆN ĐIỆN TỬ - VIỄN THÔNG ************* BÀI TẬP LỚN CÔNG NGHỆ CHẨN ĐỐN HÌNH ẢNH I ĐỀ TÀI: CHỤP CẮT LỚP VI TÍNH Giáo viên hướng dẫn: TS Nguyễn Thái Hà Sinh viên thực hiện: Nguyễn Văn Tuấn MSSV: 20134321 Lớp: ĐTTT-08 – K58 Hà Nội, 2017 CHỤP CẮT LỚP VI TÍNH MỤC TIÊU Sau hoàn thành chương này, người đọc có thể: Giải thích ngun tắc truyền x-quang chụp cắt lớp vi tính So sánh tính chất hình ảnh chiếu x-ray với hình ảnh CT x-ray Cung cấp lịch sử ngắn gọn tiến triển hình ảnh CT x-ray Mơ tả cách tiếp cận khác để xây dựng lại hình ảnh CT từ chiếu đo Mơ tả cấu hình xoắn ốc "cực nhanh" máy quét CT Phác họa tính nguồn tia X, phát hiện, collimators, hệ thống hiển thị sử dụng CT x-ray Đặc trưng cho mối quan hệ số CT, hệ số suy giảm tuyến tính, mật độ vật lý kết hợp với CT scan Xác định đặc điểm khác quan trọng việc kiểm soát chất lượng đơn vị CT GIỚI THIỆU Trong chụp X quang thơng thường, khác biệt tinh tế khoảng phần trăm chủ đề Ngược lại (tức là, x-ray mong manh thể) nhìn thấy hình ảnh Sự hạn chế tồn lý sau đây: Việc dự báo thông tin giải phẫu ba chiều vào thụ thể ảnh khơng có chiều sâu che lấp khác biệt tinh tế truyền tải x-ray thông qua cấu trúc liên kết song song với chùm tia x-ray Mặc dù thông thường Chụp cắt lớp vi giải vấn đề mức độ, cấu trúc bên bên phần chụp cắt lớp cịn nhìn thấy "ảnh ảo" hình ảnh họ có khác biệt đáng kể họ x-quang có độ suy giảm tài sản từ cấu trúc phần Cơ quan thu hình ảnh thơng thường (tức là, phim, tăng cường hình huỳnh quang) khơng có khả để giải khác biệt nhỏ (ví dụ, 2%) cường độ cố xạ Chùm tia X lớn diện tích sử dụng chụp X quang thơng thường sản xuất đáng kể xạ tán xạ can thiệp với hình hiển thị khác biệt tinh tế chủ đề độ tương phản Ở mức độ đáng kể, khó khăn phải loại bỏ chụp cắt lớp vi tính (CT) Do đó, khác biệt vài phần mười phần trăm phản đề tiết lộ hình ảnh CT Mặc dù độ phân giải không gian milimét cung cấp CT đáng ý cung cấp chụp X quang thông thường, cấp trực quan tương phản đề, với hình hiển thị giải phẫu máy bay (Ví dụ, mặt cắt ngang) khơng truy cập kỹ thuật chụp ảnh thông thường, làm CT đặc biệt hữu ích cho việc hình dung giải phẫu nhiều vùng thể LỊCH SỬ Các kỹ thuật tái tạo ảnh sử dụng CT phát triển để sử dụng thiên văn học vơ tuyến điện, kính hiển vi điện tử quang học bao gồm giao thoa ba chiều Năm 1961, Oldendorf khám phá nguyên tắc CT với máy sử dụng nguồn Ngay sau đó, lượng khí thải Kuhl đồng nghiệp phát triển hệ thống hình ảnh AM truyền CT mơ tả việc áp dụng hệ thống ảnh não Bất chấp nỗ lực đầu tiên, CT chưa khai thác cho hình ảnh lâm sàng thơng báo EMI TNHH năm 1972 x-ray đơn vị truyền tải CT thương mại thiết kế dành riêng cho nghiên cứu sức khỏe Nguyên mẫu đơn vị nghiên cứu từ năm 1970 AtkinsonMorley Bệnh viện Anh, đơn vị thương mại lắp đặt Hoa Kỳ vào năm 1973 Cùng năm đó, Ledley đồng nghiệp cơng bố việc phát triển tồn thân CT scanner Năm 1974, Ohio hạt nhân Inc phát triển toàn thể CT scan, mơ hình lâm sàng hai đơn vị lắp đặt vào năm 1975 Vào 1977, 16 nhiều công ty để thương mại tiếp thị 30 mơ hình truyền CT scan Ngày nay, khoảng 5000 đơn vị CT lắp đặt bệnh viện Hoa Kỳ, chi phí lên đến triệu la chút đơn vị *** Thuật ngữ "cắt lớp" có nguồn gốc từ Tomos từ tiếng Hy Lạp, có nghĩa "phần." Chụp cắt lớp vi tính lần x-ray phương pháp để sản xuất hình ảnh cắt ngang Trong cuối năm 1940 năm 1950, Takahaski Nhật Bản xuất số giấy tờ mô tả kỹ thuật tương tự trục ngang chụp cắt lớp phương pháp Takahashi thương mại hóa Toshiba Inc Trong Năm 1960 Các sản phẩm Toshiba chiếm đoạt chụp cắt lớp vi tính đầu năm 1970 William Oldendorf nhà nghiên cứu thần kinh quan tâm đến việc nâng cao khác biệt mô não Đặc biệt, ơng tìm kiếm tốt phương pháp tạo ảnh để nghiên cứu não Nhiều nhà khoa học tin ông nên chia sẻ năm 1970 Nobel Giải thưởng Y học Giải Nobel Y học 1970 chia sẻ hai nhà tiên phong tính Chụp cắt lớp, Godfrey Hounsfield, kỹ sư EMI Ltd, Allen Cormack, y tế Nam Phi vật lý Hounsfield người hướng dẫn radar Thế chiến II trước phát triển x-ray CT scanner đầu tiên, ơng thiết kế máy tính kỹ thuật số bán dẫn làm việc kỹ sư EMI Ltd Cormack quan tâm đến hệ hình cắt ngang hệ số suy giảm để sử dụng kế hoạch điều trị cho xạ điều trị Ông xuất kết tạp chí Vật lý ứng dụng ơng nhận có in lại yêu cầu Đó từ thành viên Avalanche Thụy Sĩ Trung tâm nghiên cứu, người quan tâm sử dụng phương pháp để dự đốn độ sâu tuyết NGUN TẮC CHỤP CẮT LỚP VI TÍNH Trong thiết bị hình ảnh CT sớm ("máy quét") x-ray chùm hẹp quét qua bệnh nhân đồng với máy dò xạ phía đối diện bệnh nhân Nếu chùm monoenergetic hay gần vậy, việc truyền tải x rays qua bệnh nhân là: I = I0.e−µx Trong phương trình bệnh nhân giả định trung đồng Nếu xray chùm bị chặn hai khu vực có hệ số suy giảm μ1 μ2 độ dày x1 x2, việc truyền tải x-ray: I = I0.e−(µ1x1+µ2x2) Nếu nhiều (n) vùng có hệ số suy giảm tuyến tính khác xảy dọc theo đường x-quang, việc truyền tải là: Khi I/I0 là: Với phép đo truyền đơn, hệ số suy giảm riêng biệt khơng xác định có q nhiều giá trị chưa biết μi phương trình Tuy nhiên, với nhiều phép đo truyền dẫn mặt phẳng khác định hướng nguồn X-quang phát hiện, hệ số tách để hình hiển thị mặt cắt ngang hệ số suy giảm thu mặt phẳng đo truyền dẫn Bằng cách gán mức độ xám để phạm vi khác suy giảm hệ số, hình ảnh màu xám quy mơ sản xuất đại diện cho cấu trúc khác bệnh nhân với đặc tính suy hao x-ray khác Điều hiển thị màu xám quy mô hệ số suy giảm tạo thành hình ảnh CT Trong máy quét CT đầu (thế hệ đầu tiên), đo lường truyền nhiều x-ray thu cách quét tia bút chì giống tia x máy dò NaI đường thẳng mặt đối diện bệnh nhân (Hình 15-1A) Trong tịnh quét có lẽ 40 cm chiều dài, nhiều (ví dụ, 160) đo truyền x-quang thu Tiếp theo, định hướng góc thiết bị quét tăng độ, máy quét tịnh thứ hai 160 phép đo truyền dẫn thực Quá trình quét tịnh ngăn cách gia số độ lặp lặp lại thơng qua vịng cung 180 độ Theo cách này, 160 × 180 = 28.800 x-ray đo truyền dẫn tích lũy Những phép đo truyền với máy tính trang bị với gói phần mềm tốn học cho xây dựng lại hình ảnh hệ số suy giảm mặt phẳng giải phẫu xác định chức quét X-quang chùm tia Hình 15-1 Quét chuyển động chụp cắt lớp vi tính A: máy quét hệ sử dụng bút chì tia x-ray kết hợp chuyển động tịnh tiến quay B: quét hệ thứ hai với chùm quạt x-ray, nhiều máy dò, kết hợp tịnh tiến quay chuyển động C: quét hệ thứ ba sử dụng chùm quạt x-ray chuyển động quay trơn ống xray mảng dò D: máy quét thứ tư hệ với chuyển động quay ống x-ray mảng tròn văn phòng phẩm 600 nhiều máy dị THUẬT TỐN TÁI TẠO Nền tảng gói tốn học để xây dựng lại hình ảnh thuật tốn tái tạo, trong bốn loại Chiếu lại đơn giản Trong phương pháp này, x-ray đường truyền qua thể chia thành yếu tố khoảng cách nhau, phần tử cho đóng góp tổng suy giảm dọc theo đường xray quatổng hợp suy hao cho phần tử tất đường x-ray cắt phần tử định hướng góc cạnh khác nhau, thức tổng hệ số suy hao xác định cho yếu tố Khi hệ số kết hợp với hệ số tổng hợp cho tất yếu tố khác phần giải phẫu quét tia X-ray, hình ảnh tổng hợp hệ số suy giảm làthu Mặc dù phương pháp đơn giản để chiếu lại thuật tốn tái tạo đơn giản, tạo hình ảnh mờ tính mạnh vật Lọc chiếu lại thuật toán tái thiết này, thường gọi phương pháp chập, sử dụng phương trình tích chiều cho xây dựng lại hình ảnh hai chiều Trong phương pháp tích chập việc sử dụng phương trình tích, chức deblurring kết hợp (convolved) với liệu truyền tải x-ray để loại bỏ hầu hết mờ trước liệu backprojected Các chức deblurring phổ biến lọc loại bỏ thành phần tần số liệu truyền tải x-ray chịu trách nhiệm cho hầu hết mờ hình ảnh composite Một ưu điểm phương pháp tích chập xây dựng lại hình ảnh hình ảnh xây dựng truyền liệu x-ray thu thập Các phương pháp tích chập thuật tốn tái tạo phổ biến sử dụng ngày CT Biến đổi Fourier Trong phương pháp này, suy giảm mơ hình x-ray định hướng góc cạnh tách thành thành phần tần số biên độ khác nhau, tương tự cách nốt nhạc chia thành khoản đóng góp tương đối tần số khác Từ thành phần tần số, toàn hình ảnh lắp ráp "khơng gian tần số" thành hình ảnh khơng gian xác sau tái tạo Fourier nghịch đảo trình Dịng mở rộng Trong kỹ thuật này, biến thể số gọi ART (Kỹ thuật xây dựng lại đại số), ILST (interative bình phương nhỏ kỹ thuật), sirt (đồng thời kỹ thuật xây dựng lại lặp lặp lại), x-ray suy giảm liệu định hướng góc chia thành yếu tố khoảng cách số tia Những liệu so sánh với liệu tương tự khác định hướng góc cạnh, khác biệt suy giảm xquang hai định hướng thêm vào yếu tố thích hợp Q trình lặp lại cho tất định hướng góc cạnh, với phần nhỏ giảm khác biệt suy giảm thêm lần để đảm bảo hội tụ liệu tái tạo Trong phương pháp này, tất liệu x-ray suy giảm phải có sẵn trước tái thiết bắt đầu Hình bên lề 15-1 Trong chụp cắt lớp hệ tính máy quét, phép đo truyền x-ray tích lũy nguồn x-quang phát dịch quay đồng cạnh đối diện bệnh nhân Hounsfield gọi kỹ thuật anh "Trục ngang máy vi tính chụp cắt lớp "Biểu thức sau viết tắt " Chụp cắt lớp trục vi tính ", gọi "CAT scan." Sau đủ chế giễu hướng vào từ viết tắt này, biểu thức tính tốn cắt lớp (CT scan) thơng qua tạp chí hình ảnh y tế Hình ảnh X-ray CT thường mô tả "Mật độ phân bố" họ cung cấp hình hiển thị màu xám quy mơ tuyến tính hệ số suy giảm mà chặt chẽ liên quan đến mật độ vật chất mô Các kỹ thuật quét làm việc máy quét CT hệ gọi “quét tia bút chì thẳng” Năm đơn vị CT lâm sàng thị trường EMI TNHH cài đặt vào đầu năm 1973 London, Manchester, Glasgow, Rochester (MN), Boston Cách chiếu phim biết đến phương pháp tổng kết tuyến tính phương pháp giả Đơn giản cách chiếu phim khơng tạo hình ảnh sắc nét rõ ràng, khơng sử dụng máy qt CT thương mại Các phương trình tích để tiếp cận tái tạo ảnh mô tả vào năm 1917 nhà tốn học người Áo Radon Ơng phát triển phương trình ơng cho nghiên cứu trường hấp dẫn Khi sử dụng theo nghĩa toán học, lọc từ bao hàm toán học hoạt động tập hợp liệu Các lọc chập (còn gọi hạt nhân) thảo luận áp dụng cho liệu trước chúng trình chiếu để tạo thành ảnh Một lọc chập tần số cao làm giảm tiếng ồn làm cho hình ảnh xuất "mượt mà" Một tần số thấp lọc tăng cường cạnh làm cho hình ảnh xuất "sắc nét hơn." Một lọc tần số thấp gọi "high-pass" lọc ngăn chặn tần số thấp cho phép tần số cao để vượt qua Tấm lọc loại bỏ ngơi giống mờ nhìn thấy đơn giản backprojection Đó hiệu trưởng thuật tốn tái sử dụng CT máy quét Phương pháp Fourier để hình ảnh tái thiết sử dụng phổ biến chụp cộng hưởng từ, thấy quét CT Năm 1958, nhà vật lý học người Ukraine Korenblyum13 từ Kiev Viện Bách khoa làm lại Radon phương trình tích để áp dụng cho quạt chùm hình học Ơng xác nhận ơng cách tiếp cận với hình ảnh luân phiên thể bị bắt phim Mở rộng Series (lặp lặp lại xây dựng lại) kỹ thuật không sử dụng máy quét CT thương mại lặp lặp lại khơng thể bắt đầu tất các liệu chiếu mua lại, gây chậm trễ việc tái thiết hình ảnh Các CT quét bệnh nhân mua Atkinson-Morley London bệnh viện năm 1972 Vào năm 1970 20 công ty phát triển x-ray CT máy quét cho thị trường lâm sàng Hôm nay, CT scan sản xuất nhà sản xuất quốc tế lớn thiết bị hình ảnh x-ray Bởi liệu mở rộng họ mua lại tái tạo ảnh lần, thứ hệ thứ hai CT máy quét giới hạn chủ yếu để nghiên cứu người đứng đầu tứ chi mà phương pháp để cố giải phẫu sử dụng Phát triển CT hoàn toàn quay máy quét cần phức tạp thuật tốn tái thiết cấp chỗ hồn tồn quay hình học Thuật toán phát triển vào năm 1970 nhà khoa học Hệ thống y tế General Electric CHUYỂN ĐỘNG QUÉT Đầu tiên: Máy quét hệ thứ tư Máy quét CT đầu (thế hệ đầu) sử dụng chùm bút chì chụp X-quang kết hợp tịnh tiến chuyển động quay để tích lũy phép đo truyền nhiều yêu cầu cho tái tạo ảnh (Hình 15-1A) Mặc dù phương pháp sản lượng hình ảnh đạt yêu cầu đối tượng văn phòng phẩm, thời gian đáng kể (4-5 phút) cần thiết để tích lũy liệu, hình ảnh chuyển động mờ Một lát sau đời máy quét tia bút chì giống, dầm x-ray hình quạt giới thiệu để nhiều biện pháp truyền x-ray thực đồng thời (Hình 151B) Quạt hình học dầm với gia số vài độ cho định hướng góc (ví dụ, fan hâm mộ chùm 30 độ 10 độ gia số góc) giảm thời gian quét tới 20-60 giây Quạt hình học tia cịn cải thiện hình ảnh chất lượng cách giảm tác động chuyển động máy quét CT với chụp X-quang hình học chùm quạt nhiều máy dò xạ tạo thành hệ thứ hai máy quét CT Các hệ thứ ba thứ tư máy quét CT loại bỏ chuyển động tịnh tiến máy quét trước hoàn toàn dựa chuyển động quay x-ray ống máy dò mảng (thế hệ thứ ba Hình 15-1, C) có chuyển động quay ống x-ray mảng tròn văn phòng phẩm 700 nhiều máy dò (máy qt fourthgeneration, Hình 15-1D) Với máy qt, tích lũy liệu lần ngắn giây đạt Chụp CT quét xoắn ốc Một số phương pháp tiếp cận để nhanh CT scan theo đuổi Cho đến gần đây, nhiều chuỗi quét để sản xuất tiếp giáp hình ảnh "lát" yêu cầu x-ray ống dừng quay đảo ngược hướng phần mở rộng tối đa dây cáp điện cao áp đạt Như vậy, lát-by-slice tích lũy kỹ thuật sử dụng để hình ảnh multislice sản xuất Trong kỹ thuật này, tổng thời gian thu nhận hình ảnh lâu đáng kể so với chùm tia thời gian bàn increments (di chuyển) đến vị trí lát sau bệnh nhân thở lát Hình 15-2 Chụp CT xoắn ốc (Spiral CT scan) Spiral CT scan giới thiệu vào năm 1989 sử dụng ngày cho ba quét CT hệ thứ tư Trong phương pháp này, thu nhận hình ảnh thời gian giảm đáng kể cách kết nối dây cáp điện áp ống thông qua "trượt vòng "hoặc tiếp xúc trượt gắn giàn quay đơn vị Với vịng trượt cơng nghệ, ống x-ray quay di chuyển bảng bệnh nhân mà không dừng lại Do đó, bệnh nhân chuyển liên tục qua giàn nghiên cứu, chùm tia x-ray đồ đường xoắn xoắn ốc bệnh nhân, mơ tả hình 15-2 Lợi tiềm kỹ thuật CT xoắn ốc bao gồm việc giảm chuyển động bệnh nhân gia tăng nói chung số lượng bệnh nhân Một khối lượng lớn bệnh nhân quét thời gian qua phương tiện truyền thông tương phản, cho phép giảm khối lượng Ngược lại cần thiết Ngoài ra, liên tục liệu dọc theo trục bệnh nhân (tức là, vắng mặt khoảng trống quét) cải thiện chất lượng tái tạo ba chiều Trong quét CT đơn lát, sân định nghĩa di chuyển bệnh nhân văng xoay chia độ dày lát Trong multislice CT, định nghĩa thay đổi chút cho bệnh nhân phong trào ghế cho vòng quay chia cho chiều rộng chùm sân thấp (tức là, nhỏ gia tăng phong trào ghế) mang lại cải thiện độ phân giải không gian dọc theo trục dài (Trục Z) bệnh nhân, có kết liều cao bệnh nhân hình ảnh lần Đối với nốt lớn thống nhất, liều cho bệnh nhân hơn, liệu phải nội suy để giải theo trục Z bảo tồn Ưu điểm xoắn ốc qua máy chụp cắt liệt kê Bảng 151 Spiral CT scanner ngày sử dụng nhiều nhẫn dò quét nhiều lát qua thể giàn quay Những máy quét gọi máy quét multislice CT Ưu điểm CT xoắn ốc khả để hình ảnh khối lượng lớn mơ thời gian tương đối ngắn Với CT xoắn ốc, ví dụ, tồn thân chụp ảnh lần Một sân sản lượng tiếp giáp xoắn ốc Một sân hai mang lại xoắn ốc mở rộng Một sân 1/2 sản lượng xoắn ốc chồng chéo Multislice CT scan có nhiều lợi thế, có số nhược điểm Hàng trăm hình ảnh CT tích lũy nghiên cứu nhất, kết liều bệnh nhân cao số lượng lớn hình ảnh kỹ thuật số liệu 10 Bảng 15-1 Ưu điểm Spiral So với Chụp cắt lớp Điện Toán truyền thống • Xem lại hình ảnh nhanh • Phản ứng nhanh để tương phản phương tiện truyền thơng • Ít vật chuyển động • Cải thiện độ phân giải hai trục • Hình ảnh sinh lý • Cải thiện coronal, dọc, chụp ảnh 3D • Ít phần khối lượng vật • Khơng misregistration *Nghiên cứu không gian động Reconstructor bị ngưng Chụp CT scanners cực nhanh Phương pháp tiếp cận khác để quét CT nhanh có liên quan đến cách tiếp cận hoàn toàn khác để thiết kế thiết bị Vào cuối năm 1970 phương pháp tiếp cận để subsecond CT scan đề xuất nhóm Mayo Clinic Cách tiếp cận này, gọi động Reconstructor không gian (DSR), kết hợp 28 ống x-ray giàn gắn 180- mức độ cung sử dụng số lượng tương đương phận khuếch hình ảnh gắn hình bán nguyệt đối diện giàn Toàn lắp ráp xoay bệnh nhân với tốc độ 15 rpm để cung cấp 28 lượt xem 1/60 giây mơ hình làm việc hệ thống xây dựng để nghiên cứu, 18 tuổi kỹ thuật phức tạp chi phí ngăn chặn DSR từ bán thị trường thương mại Một sơ đồ DSR thể Hình 15-3 Hình 15-3 Sơ đồ tái tạo 11 Một cách khác để quét CT nhanh chóng loại bỏ hoàn toàn chuyển động học cách chuyển đổi giàn đơn vị vào ống tia X khổng lồ vị trí đầu mối di chuyển điện tử patient Thiết bị này, gọi cực nhanh CT (UFCT), tim mạch CT (CVCT), "cine CT," kết hợp hình bán nguyệt vonfram x-ray nhắm mục tiêu vào giàn Một chùm điện tử quét với lượng 130 keV quanh mục tiêu bán nguyệt để vị trí tiêu cự di chuyển xung quanh bệnh nhân Một ngân hàng bán nguyệt tĩnh máy dò ghi lại truyền x-ray thời trang tương tự máy quét hệ thứ tư Bởi tốc độ mà chùm tia điện tử đạo từ tính, máy qt thực 50 ms lặp lặp lại sau chậm trễ ms đến suất lên đến 17 hình ảnh giây Bằng cách sử dụng bốn vòng tròn mục tiêu hai ngân hàng phát hiện, tám lát bệnh nhân chụp ảnh mà không cần di chuyển bệnh nhân Một sơ đồ chùm tia điện tử quét CT máy quét thể hình 15-4 12 Hình 15-4 Chiều dọc (A) mặt cắt ngang (B) điểm máy quét Imatron UFCT Các UFCT thường gọi chùm electron tính tốn cắt lớp [EBCT] Ban đầu gọi máy quét CT tim mạch Các đơn vị UFCT phát triển cuối năm 1970 D Boyd đồng nghiệp Đại học California-San Francisco Trong đơn vị CT, tác dụng gót chân loại bỏ cách đặt trục anode-cathode ống x-ray góc bên phải để lâu trục bệnh nhân CT scanner dụng nhỏ gọn, máy phát điện tần số cao x-ray mà đặt bên giàn CT Trong số đơn vị phát điện quay với ống x-ray, người khác máy phát điện văn phòng phẩm Một lọc x-quang đặc biệt sử dụng CT để làm cho cường độ chùm tia X-ray đồng Bộ lọc thường gọi "bộ lọc cà vạt nơ." Multislice CT scan đặt yêu cầu thêm vào lực x-ray ống để trì mức lượng cao thời gian dài thời gian 13 Kích thước voxel ảnh hưởng lớn đến độ phân giải hình ảnh hầu hết đơn vị CT Đơn vị CT sử dụng hai loại collimators: nguồn (prepatient) collimators để hình thành chùm tia X-quang hạn chế liều bệnh nhân, phát (Postpatient) collimators để kiểm soát lát độ dày Giảm độ dày CT lát sản lượng tiếp theo: - Giảm phần khối lượng vật - Ít x tia tới phát - Hình ảnh ồn Hình bên lề 15-2 Một khối lượng ba chiều mô (voxel) hiển thị yếu tố hai chiều CT hình ảnh (pixel) Cao áp dò xenon cung cấp hiệu phát khoảng 50% Hiệu phát trạng thái rắn dò sử dụng CT khoảng 80% NGUỒN X-RAY Cả hai ống x-ray stationary- xoay cực dương sử dụng máy quét CT nhiều máy quét CT dịch xoay có một, văn phòng phẩm-anode ống x-ray dầu làm mát với điểm đầu mối vào thứ tự × 16 mm Sản lượng hạn chế x-ray ống đòi hỏi thời gian lấy mẫu khoảng ms cho lần đo x-ray truyền tải thời gian lấy mẫu này, với thời gian cần thiết để di chuyển xoay nguồn phát hiện, giới hạn tốc độ liệu tích lũy với đơn vị sử dụng CT tịnh tiến chuyển động quay Để giảm thời gian lấy mẫu để 2-3 ms, đơn vị CT dùng 10.000 rpm ống x-ray quay cực dương, thường với chùm tia X-quang xung, để đạt cao x14 ray kết đầu Để đáp ứng nhu cầu tốc độ cao CT scan, ống x-ray với xếp hạng vượt triệu đơn vị nhiệt trở thành tiêu chuẩn BỘ CHUẨN TRỰC Sau truyền qua bệnh nhân, tia X-ray chuẩn trực để giới hạn đo lường truyền đến lát với độ dày vài mm chuẩn trực phục vụ để giảm xạ rải rác 1% cường độ chùm tia Chiều cao ống chuẩn trực xác định độ dày lát CT chiều cao này, kết hợp với khu vực yếu tố hình ảnh (pixel) hình, định nghĩa yếu tố khối lượng ba chiều (voxel) bệnh nhân tương ứng với điểm ảnh hai chiều hình hiển thị Một voxel bao gồm ranh giới hai cấu trúc mơ (ví dụ, bắp xương) mang lại hệ số suy giảm cho pixel trung gian giá trị cho hai cấu trúc Điều "một phần khối lượng vật" giảm thu hẹp ống chuẩn trực để mang lại lát mỏng Tuy nhiên, phương pháp làm giảm số lượng tia x tới máy dị Với x quang tương tác phát hiện, tín hiệu thăng giáng thống kê lớn suất hình ảnh ồn hình thức X-RAY DETECTORS Để giảm thời gian phản ứng phát hiện, tất máy dò sử dụng CT hoạt động chế độ xung Ngoài ra, loại bỏ xạ tán xạ thực với collimators dị xung phân tích chiều cao Dò cho CT scan, buồng ion hóa chứa đầy khí dị trạng thái rắn, chọn cho hiệu họ phát hiện, thời gian đáp ứng ngắn, ổn định hoạt động dò trạng thái rắn bao gồm NaI (T1), CAF, pha lê lấp lánh CSI; vật liệu gốm có chứa oxit đất hiếm; bismuth germanate (BGO) cadmium Tungstat [Cd WO4] dò chọn cho hiệu phát cao họ thời gian phân rã huỳnh thấp Buồng ion hóa khí đầy chứa xenon đến áp suất 25 atm để cải thiện hiệu phát x-ray họ Với máy dò, ổn định phản hồi từ đo truyền dẫn đến điều cần thiết để sản xuất hình ảnh vật miễn phí Với nguồn máy dị hình ln canh, ví dụ, máy phát bất ổn làm phát vật hình trịn hình ảnh phụ thuộc lượng tối thiểu dò dải 15 lượng tia X-quang quan trọng điều chỉnh cho chùm xơ cứng áp dụng cho tất kích thước bệnh nhân cấu hình HỆ THỐNG XEM ẢNH Các số tính thuật tốn xây dựng lại khơng có giá trị xác hệ số suy giảm Thay vào đó, họ số nguyên gọi bóng số CT có liên quan để hệ số suy giảm Trên hầu hết đơn vị CT, số CT từ -1000 cho khơng khí 1000 cho xương, với số CT cho nước Các mối quan hệ số CT hệ số suy giảm tuyến tính μ loại vật liệu là: Số CT= 1000 Trong µw hệ số suy giảm tuyến tính nước Số CT bình thường theo cách cung cấp phạm vi vài số CT cho thay đổi 1% hệ số suy giảm Một hình sử dụng để miêu tả số CT hình hiển thị hình ảnh màu xám quy mơ Thiết bị xem chứa tính tăng cường độ tương phản xếp chồng sắc thái màu xám có sẵn thiết bị hiển thị (tức là, phạm vi hoạt động hình) phạm vi số CT quan tâm chẩn đoán Kiểm soát tương phản hình ảnh với tính tăng cường độ tương phản điều cần thiết CT x-ray mật độ điện tử, suy giảm x-ray, gần tương tự hầu hết mô chẩn đoán quan tâm tương đồng rõ ràng từ liệu Bảng 15-2 Cùng CT liệu crosssectional hiển thị cài đặt khác "cửa sổ" tương phản kiểm sốt nâng cao minh họa hình 15-5 Việc xem giao diện điều khiển CT máy quét có tính phụ trợ phóng đại hình ảnh, định lượng hiển thị số liệu thống kê liệu nhận dạng bệnh nhân Ngoài ra, nhiều máy quét cho phép hiển thị hình ảnh coronal dọc cách kết hợp liệu tái xây dựng kế lát qua thể Bảng 15-2: Electron Mật độ khác mô thể Mô Mật độ electron (e/cm3) Mật độ vật lý (g/cm3) 16 Nước Xương Lách Gan Tim Cơ bắp Óc -Chất trắng -Chất xám Thận Tuyến tụy Mỡ Phổi 3.35 × 10−23 3.72–5.59 3.52 3.51 3.46 3.44 1.00 1.2-1.8 1.06 1.05 1.04 1.06 3.42 3.43 3.42 3.4 3.07 0.83 1.03 1.04 1.05 1.02 0.92 0.25 Trong hình ảnh CT, số CT cao sáng thấp số CT tối Khi số CT thỉnh thoảng, khơng thức, gọi đơn vị Hounsfield Hệ số suy giảm tuyến tính mơ thể khác tia x 60 keV: Mô Xương Máu Chất xám Chất trắng CSF Nước Mỡ Khơng khí M (cm-1) 0.528 0.208 0.212 0.213 0.207 0.206 0.185 0.0004 Lọc lượng thấp x quang từ chùm tia x-ray thấm sâu vào bệnh nhân mang chùm cao chút lượng trung tâm bệnh nhân Điều kết tác dụng giảm suy hao hệ số trung tâm so với ngoại vi Do đó, trung 17 tâm hình ảnh có chứa điểm ảnh giảm quang tỉ trọng Hiệu ứng gọi "Tia-cứng" cổ vật LIỀU LƯỢNG BỆNH NHÂN Liều xạ giao thời gian CT scan lớn so với quản lý cho hình ảnh X quang tương đương Một hình ảnh CT người đứng đầu địi hỏi liều khoảng 1-2 rad, ví dụ, hình ảnh CT bụng thường địi hỏi liều 3-5 rad Những liều phải tăng lên đáng kể để cải thiện độ tương phản độ phân giải không gian ảnh CT Mối quan hệ độ phân giải liều lượng xấp xỉ là: s2 ( ) D=a e b (15-1) đó: D liều bệnh nhân, s tín hiệu / tiếng ồn tỷ lệ e độ phân giải không gian, b độ dày lát số * Từ phương trình (15-1), sau rõ ràng: Một cải tiến gấp đơi tỷ lệ (độ phân giải tương phản) tín hiệu-to-noise đòi hỏi gia tăng gấp bốn lần liều bệnh nhân Một cải tiến gấp đôi độ phân giải khơng gian địi hỏi phải tăng gấp tám lần trongliều bệnh nhân Một giảm gấp hai lần độ dày lát đòi hỏi gia tăng gấp đơi bệnh nhân liều 18 Hình 15-5: Dữ liệu suy giảm X-quang bốn vị trí cấp độ cửa sổ việc tăng cường độ tương phản điều khiển Trong multislice tính tốn cắt lớp, liều bệnh nhân mô tả liều CT số (CTDI) Khi khoảng cách di chuyển bệnh nhân lát cắt (đi văng tăng CI) lát dày ST, CTDI với liều trung bình tất lát (liều trung bình multislice MSAD) Khi tăng ghế nhỏ lát dày, MSAD CTDI nhân với tỷ lệ độ dày lát đến tăng dài; là: ST ] MSAD=CTDI CI [ Liều bệnh nhân giảm đáng kể bên slice Một nguyên tắc bảo thủ ngón tay (nghĩa ước lượng cao) liều 1% liều dùng slice khoảng cách trục 10 cm từ slice Kỹ thuật đo lường thông số liều CT mô tả chi tiết Cacak Thiết bị lưu trữ hình ảnh cho CT bao gồm băng từ, đĩa, kỹ thuật số băng video, đĩa quang băng Trong chiếu chụp X quang, liều lớn nơi chùm tia x-ray vào bệnh nhân Trong chụp cắt lớp vi tính liều tương đối đồng phần mô tiếp xúc với x-ray chùm, quay tia x-ray xung quanh bệnh nhân thời gian phơi KIỂM SOÁT CHẤT LƯỢNG Nhiều linh kiện điện tử số lượng lớn xử lý liệu có liên quan đến sản xuất hình ảnh CT Một hậu tách biệt thu thập liệu hiển thị hình 19 ảnh khó khăn việc quan sát điều tra vấn đề hệ thống hình ảnh thơng qua quan sát hình ảnh Trong hệ thống phức tạp vậy, chất lượng hình ảnh đảm bảo thông qua giám sát tiềm thành phần hệ thống kiểm tra hiệu suất tồn hệ thống với bóng ma tiêu chuẩn Những số đo nên tương quan với liều bệnh nhân để đảm bảo cân thích hợp trì biến ảnh hưởng đến độ tương phản, độ phân giải khơng gian, tiếng ồn hình ảnh, xạ bệnh nhân liều Hình 15-6: CT hình ảnh ảnh ảo kiểm sốt chất lượng Chất lượng hình ảnh đánh giá cách phân tích vùng quan tâm qua kiểm tra trực quan Giá trị trung bình độ lệch chuẩn giá trị điểm ảnh khu vực CT số hiệu chuẩn, so sánh khu vực với khu vực mang lại độ tương phản thơng tin Các mơ hình cưa 09:00 vào hình ảnh cho thấy độ dày lát xếp Các hàng quầng thâm nhỏ (số CT thấp) lúc dấu hiệu ngược lại độ phân giải cao (Courtesy of Richard Geise, Bệnh viện Đại học Minnesota; xạ đo Incorporated, Middleton, Wisconsin.) Đo tiêu biểu thực CT đưa Bảng 15-3, ví dụ thể hình 15-6 Các số hiệu hệ thống số CT, độ phân giải, tiếng ồn, bệnh nhân dose Độ xác số CT đo cách quét ảnh ảo đầy nước hàng tháng Số CT nước nên khơng qua ảnh 20 cm đường kính, với biến thể nhỏ số CT Độ lệch từ số CT dự kiến từ cho nước lượng điều chỉnh cách áp dụng số hiệu chỉnh cho giá trị pixel Đổi giá trị nên theo dõi với quét hàng ngày 20 Một kiểm tra tổng thể hiệu hệ thống thu từ phép đo bán niên nhiễu hình ảnh CT, định nghĩa độ lệch chuẩn số CT khu vực quan tâm Kiên trì thực kiểm tra cách đánh giá độ lệch chuẩn trình quét nước hàng ngày đề cập trước Nghị đo cách quét ảnh ảo sở hàng tháng Đặc biệt quan trọng độ tương phản thấp độ phân giải, mà số nhạy cảm thay đổi hoạt động thành phần chúng ảnh hưởng đến tiếng ồn liều bệnh nhân đánh giá nửa năm lần Ion hóa thiết kế đặc biệt chambers cung cấp phép đo mà từ tính liều cho điều kiện tiếp xúc (chùm hẹp, độ dày lát biến) sử dụng CT Các giá trị nên giống với thông số kỹ thuật nhà sản xuất vòng 20% Một loạt yếu tố vật lý học định vị ghế bệnh nhân lập mục nên đo phần chương trình kiểm sốt chất lượng tồn diện Hiệu suất thiết bị hệ thống hình cứng phải kiểm tra biến dạng, độ sáng, điều chỉnh độ tương phản, Độ xác phân tích hình ảnh tính đo khoảng cách đo mật độ xương nên đánh giá cách độc lập Thông tin thêm kiểm sốt chất lượng CT có sẵn ấn phẩm số nhóm, cá nhân tư vấn Bảng 15-3 Quản lý chất lượng chung cho đo chụp cắt lớp điện toán Sự đo lường Chỉ số CT Tính xác Sự bền bỉ Tiếng ồn Đánh giá Sự bền bỉ Sự định Liều bệnh nhân Tần suất Hàng tháng Hàng ngày Nửa năm Hàng ngày Hàng tháng Nửa năm 21 Một đồ thị số CT so với μ nên tạo đường thẳng qua không cho nước Biện pháp này, gọi tuyến tính số CT, điều cần thiết cho định lượng Chụp cắt lớp vi tính Giảm số CT trung tâm nước quét gọi "giác" Một số CT cao quét trung tâm biết "đạt đỉnh" Hoặc kết thỏa hiệp chất lượng hình ảnh TĨM LƯỢC Truyền tải X-ray CT mang lại hình ảnh cắt ngang, dọc, coronal với tinh tế độ phân giải tương phản Hình ảnh CT sử dụng nguyên tắc xây dựng lại hình ảnh từ phép đo truyền x-ray thông qua thể Một loạt mô hình tốn học có sẵn để xây dựng lại hình ảnh x-ray Nhu cầu đặc biệt áp dụng nguồn x-ray máy dò sử dụng hình ảnh CT Kiểm sốt chất lượng liều lượng hạn chế tính cần thiết hình ảnh CT x-ray 22 ...CHỤP CẮT LỚP VI TÍNH MỤC TIÊU Sau hồn thành chương này, ngư? ?i đọc có thể: Gi? ?i thích nguyên tắc truyền x-quang chụp cắt lớp vi tính So sánh tính chất hình ảnh chiếu x-ray v? ?i hình ảnh CT... cạnh đ? ?i diện bệnh nhân Hounsfield g? ?i kỹ thuật anh "Trục ngang máy vi tính chụp cắt lớp "Biểu thức sau vi? ??t tắt " Chụp cắt lớp trục vi tính ", g? ?i "CAT scan." Sau đủ chế giễu hướng vào từ vi? ??t... thiệp v? ?i hình hiển thị khác biệt tinh tế chủ đề độ tương phản Ở mức độ đáng kể, khó khăn ph? ?i lo? ?i bỏ chụp cắt lớp vi tính (CT) Do đó, khác biệt v? ?i phần mư? ?i phần trăm phản đề tiết lộ hình ảnh