Diagnostic Radiology Physics: A Handbook for Teachers and Students

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI VIỆN ĐIỆN TỬ VIỄN THÔNG BỘ MÔN CNĐT KTYS BÀI DỊCH CÔNG NGHỆ CHẨN ĐOÁN 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 Luyện Quốc Dũng MSSV 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 t.

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI

VIỆN ĐIỆN TỬ VIỄN THÔNG

BỘ MÔN CNĐT & KTYS

*************

BÀI DỊCH CÔNG NGHỆ CHẨN ĐOÁN 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 : Luyện Quốc Dũng

MSSV : 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 vòng cung

detector bao gồm 800-900 các phần tử detector (dels) Bằng cách xoáy ông 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 phépthu 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 11.1Các 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 suygiảm 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, I0 là cường

độ tia X tới và x là độ dày của vật liệu Luật Beer chỉ thể hiện sựsuy giảm của chum tia sơ cấp mà không 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 toán tạo ảnh CT saunày thường không 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 mô khác nhau có μ khác nhau, nếu đường đi trong bệnh nhân trong

khoảng 0 đến d thì I(x) được tính theo công 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

dòng Phương trình thể hiện sự suy giảm ấy cho 1 dòng 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 phòng ():

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 mô 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 mô trong chẩn đoán lâm sang Khi độ sâu bit được tăng lên 14 thì thang Hounsfield sẽ tăng lên15359HU 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 mô 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 mô mềm,

mô phổi hoặc xương

Trong chẩn đoán lâm sàng thực tế, có thể xảy ra độ lệch đang

kể giữa mong đợi và giá trị HU quang sát được Nguyên nhân cóthể do sự phụ thuộc của giá trị HU vào bộ lọc tái tạo, kích thướccủa trường nhìn quét (FOV), các vị trí có FOV khác nhau Ngoài

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 mô 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 không thể thiếu trong x quang chẩn đoán Thật ấn tượng khi hầu hết các công 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 11.3Một máy quét có khả năng chụp ảnh toàn bộ một khối trong vòng 1 phần nhỏ của 1 giây đã đạt được vào năm 1980 tại bệnhviện 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 còn 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,vòng cung phát hiện và hệ thống thu thập dữ liệu đều được gắn trên giàn hỗ trợ này Kỹ thuật củacác 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 thông tin không 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 không 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 thông 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 vuông góc với bàn chuyển động, các chùm tia được định hình để giảm phạm vi hoạt động của các tínhiệu 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 cầnphải trong suốt để đảm bảo sự phát hiện tối ưu Thông thường 1lưới 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 delnày sang del khác Các vách và cách antiscatter càng nhỏ càngtốt 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 mô-đun detector cho một máy quét 4,16,64 hay 320 lát cắt CT Các detector trong CT bao gồm nhiều mô-đun xếp thành vòng cung

Detector được uốn công 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 thểđược giải quyết trong tái tạo ảnh CT phụ thuộc vào số lượng và kích thước del dọc vòng 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 cụthể 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 không gian có thể được cải thiện bằng cách chuyển del 1 khoảng cách bằng ¼

kích thước của nó có thể tăng gấp đôi 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 quét nhanh hơn nhưng không có lợi ích cho việc tăng độ phân giải theo chiều dọc Những máy quét nàycung cấp độ phân giải theo chiều dọc tốt, chất lượng tái tảo ảnh3D cao đồng thời giảm thời gian quét Các máy quét MDCT với

64 hàng detector không bao phủ toàn 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 vòng 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 táitạo ảnh Trước khi tái tạo ảnh Logarit của các dữ liệu đo được sẽđược tính toán Ln(I0/Id) có một mối quan hệ tuyến tính với i.

Quá trình tạo ảnh được mô 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, phépchiếu này tương ứng với một dòng trong miền radon 1-D ft của các dòng nhận được trong sinogram sinh ra một dòng gấp khúc trong không 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 toàn 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 bộlọc thông 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 thông cao FTS để có được một không 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 thông

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 dòng trong không gian radon, được biểu diễn dưới dạng trong đó t là khoảng cáchđược 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 không gian ảnh

ở nhiều góc cho ra một dòng trong không gian Fourier 2-D, F(u,v), sự gấp khúc ở cùng một góc ( không gian Fourier 2-D đôi khi được gọi là không gian k)

Điều này được thể hiện như sau Tại , p(t, ) và dòng tương ứng trong không gian radon được mô tả như sau:

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

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

Kết luận này có thể được tổng quát 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 không 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 không 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 công thức được hiểu dạng như filtered back projection filtered back projection cũng bắt đầu với FTS 1-D của không 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 Ramachandran-Lakshminarayanan 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 không khả thi trong lâm sàng, do những ma trận (512x512) được sử dụng trong chẩn đoán 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 công nghệ chẩn đoán 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 Quá 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 quang khi đang xác định vị trí của bệnh nhân trên bàn trước khi

X-CT Có thể thực hiện bằng sự trợ giúp của đèn định vị laser đượcgắn bên trong và bên ngoài giàn máy Phạm vi hoạt động của SPR thường được xác định trước quá trình thu CT và có thể điềuchỉnh cho từng bệnh nhân SPR được thực hiện tại 1 điện áp