XỬ LÝ ẢNH Y TẾ pot

ĐẶC TRƯNG CỦA ẢNH- Độ phân giải không gian: kích thước nhỏ nhấtcủa đối tượng mà toàn hệ thống gồm cả quátrình tái tạo ảnh có thể phân biệt được.. - Độ phân giải thời gian: thời gian để t

XỬ LÝ ẢNH Y TẾ

(Medical Image Processing)

1.4 CÁC HỆ THỐNG THU NHẬN ẢNH

Thu nhận và ghi lại thông tin định xứ về cáctính chất vật lý và/hoặc chức năng của các môhay các thành phần của mô (tế bào)

Các nguyên lý vật lý

Các nguyên lý toán học

Các nguyên lý tính toán

Chụp X-quang thông thường.Chụp cắt lớp CT.

ĐẶC TRƯNG CỦA ẢNH

- Độ phân giải không gian: kích thước nhỏ nhấtcủa đối tượng mà toàn hệ thống (gồm cả quátrình tái tạo ảnh) có thể phân biệt được

- Độ phân giải tương phản: khả năng hệ thốngphân biệt được sai khác về cường độ tín hiệu giữacác cấu trúc gần kề Thể hiện dưới dạng % saikhác tín hiệu lớn nhất có thể nhận biết được

- Độ phân giải thời gian: thời gian để thu được tínhiệu để tạo thành 1 ảnh đơn Là thời gian để lấymẫu tất cả thông tin cần thiết để tái tạo ảnh Còn

gọi là thời gian mở.

Thời gian lập lại: khoảng thời gian nhỏ nhất để

tạo ra các ảnh liên tiếp Chỉ là thời gian để resetlại hệ thống để thu nhận tập dữ liệu khác cần thiết

để tạo ra một ảnh mới

X-QUANG THÔNG THƯỜNG

- Chùm tia X phát ra, đi qua cơ thể

- Tia X bị hấp thụ và tán xạ trên đường đi

- Lượng hấp thụ phụ thuộc vào mật độ và thành phần mô, cấu trúc và năng lượng tia X

- Detector thu nhận chùm tia X bị hấp thụ

X-ray Source

X-ray Screen Film X-ray Screen

3-D Object or Patient

2-D Projection Image Anti-scatter Grid

Sơ đồ khối hệ thống X-quang 2-D thông thường

Kỹ thuật chiếu chụp X-quang

- Hai tia X đi theo 2 đường khác nhau (2 cấu trúc)

có thể có độ suy hao tổng như nhaukhó phânbiệt được trên phim

- Độ suy hao tại các điểm khác nhau trên đường

đi của tia X được cộng dồn và chồng lên cùng 1điểm tại detectorhiện tượng xếp chồng

Ảnh chụp X-quang ngực

Kỹ thuật hạn chế hiện tượng xếp chồng

- Nguồn phát tia X và phim chuyển động ngượcchiều, song song với mặt phẳng cần chụp.

- Tất cả các điểm trên mặt phẳng tiêu cự sẽ đượcchiếu lên cùng các điểm trên phim

Các điểm ngoài mặt phẳng tiêu cự được chiếu lêncác điểm khác

- Hiện tượng xếp chồng không hoàn toàn đượcloại bỏ

Ảnh chụp X-quang ngực

CHỤP CẮT LỚP CT

- Nguyên lý giống chụp X-quang thông thường

- Chùm tia X được chuẩn trực

- Hiện tượng xếp chồng được hạn chế nhờ việcquét trong mặt phẳng ngang trục

- Ảnh được tái tạo lại nhờ các thuật toán tái tạonhư biến đổi Fourier, biến đổi Radon, thuật toánchiếu ngược

Kỹ thuật chụp cắt lớp ngang trục

 CT thông thường

- Ống phát tia X quay quanh trục (0,5 hoặc 1 độ).

- Chùm tia X được chuẩn trực thành có hình rẻquạt phẳng

- Các phép chiếu được coi là đồng phẳng trongmột lát cắt Độ dày lát cắt phụ thuộc vào việcchuẩn trực chùm tia

- CT thế hệ 1: chùm tia song song; nguồn,detector tịnh tiến và quay.

- CT thế hệ 2: chùm tia rẻ quạt; mảng detectortuyến tính; nguồn, detector tịnh tiến và quay

- CT thế hệ 3: chùm tia rẻ quạt; cung detector;nguồn, detector chỉ quay

- CT thế hệ 4: chùm tia rẻ quạt; vòng detector;nguồn quay

- Chùm tia hình nón, các vòng detector

Ring of Detectors

Source

Source Rotation Path

X-rays

Object

CT thế hệ thứ tư

 CT xoắn ốc

- Nguồn, detector quay liên tục; bàn bệnh nhândịch chuyển liên tụccác phép chiếu được thựchiện dọc theo đường xoắn ốc.

- Quét 1 thể tích lớn trong 1 thời gian ngắn

- Phức tạp trong việc tái tạo ảnh

- Được sử dụng để tạo ảnh thể tích 3-D của cáccấu trúc trong có thể

 CT đa detector

- Sử dụng mảng đa detectornhận được đồngthời nhiều phép chiếu liền kềtốc độ quét tăng.

- Độ phân giải không gian đẳng hướng, cao hơn

so với các kỹ thuật CT đã có

 CT chùm electron

- Anode cong 180 độ với nhiều miếng Vonfram.

- Chùm tia electron được hội tụ quét nhanh quacác miếng Vonfram và làm phát ra tia X

- Độ phân giải thời gian lớntạo ảnh chuyểnđộng sinh lý trong cơ thể như nhịp đập của tim, sựluân chuyển của dòng máu

CHỤP CỘNG HƯỞNG TỪ MRI

- Mục đích: tạo ảnh phân bố không gian và cáctính chất kết hợp của các proton hay hạt nhân nhấtđịnh hiện diện trong đối tượng cần chụp ảnh.

-Nguyên lý: dựa trên các tính chất lượng tử củaproton và hạt nhân Hạt nhân có khối lượngnguyên tử và số khối lẻ thì có momen góc J (spin)

-Hạt nhân nguyên tử hydro chỉ có 1 proton do đóthể hiện tính chất spin hạt nhân.

-Tỷ số hồi chuyển là 42,58MHz/Tthích hợp choviệc chụp ảnh cơ thể người dưới từ trường bênngoài từ 0,5÷1,5T

-Proton H quan trọng trong chụp ảnh NMR cơ thểngười vì nó có mặt trong phân tử nước Ngoài ra

có thể dùng 13C,19F hay 31P

-Khi không có mặt từ trường ngoài, ở trạng tháicân bằng nhiệt, các momen từ phân bố ngẫunhiênmomen từ tổng M bằng 0.

Net Longitudinal Vector: Zero

Net Transverse Vector: Zero

Net Longitudinal Vector: Zero

Net Transverse Vector: Zero

Longitudinal Vector

OX at the transverse position X

O

X

-Khi có mặt từ trường ngoài, các momen từ phân

bố cùng hoặc ngược chiều với chiều từ trườngngoài Ở trạng thái cân bằng nhiệt, số hạt nhâncùng chiều > số hạt nhân ngược chiềumomen

từ tổng M khác 0

Lower Energy Level

Higher Energy Level

S

N

H

Lower Energy Level

Higher Energy Level

S

N

H0

Non-zero Net Longitudinal Vector

x

y z

-Tần số tiến động của hạt nhân (proton)

0

0 H

 

-Tần số này chỉ ra trạng thái cộng hưởng mà tại

đó các proton bị kích thích có lựa chọn bởi tácdụng các xung RF tại cùng tần số

-Các proton hấp thụ năng lượng khi có xung RF

và toả năng lượng này ra khi không còn xung RF

Xung 90o

Xung 180o

-Kết thúc xung RF, các proton trở về trạng tháicân bằng nhiệt với cùng tần số tiến động 0 (quátrình hồi phục).

T t 0

z t M 1 e M 0 e

M     

-Đây là tín hiệu cơ bản được sử dụng để tạo ra cácảnh MR

-Năng lượng phát ra trong quá trình hồi phục sẽcảm ứng một tín hiệu điện trong cuộn RF (FID:free induction decay)

t t

-Tần số tiến động hay tần số Larmor phụ thuộcvào từ trường tổng.

-Đặt, chồng một gradient từ trường từ trường tĩnhbên ngoài, vị trí không gian bên trong cơ thể cóthể được mã hoá bằng các tần số tiến động đặctrưng cho từng vị trí

Gradient Coils

Magnet

Gradient Coils RF

-Tín hiệu NMR do các thể tích khác nhau trong

cơ thể bị kích thích sinh ra được phân biệt theocác tần số RF riêng

-Vị trí không gian được mã hoá dựa trên tần số vàpha (dùng các phương pháp gradien khác nhau).-Sử dụng các chuỗi xung RF riêng biệt để thu cáctín hiệu NMR tương ứng phục vụ cho việc tái tạoảnh

e M

t

' '

0

,

r

r r

Hệ quy chiếu 3 chiều của vật với các hình chiếu đứng, ngang , bằng

-Các cuộn gradien được dùng để tạo ra cácgradien từ trường biến thiên trong không gian để

mã hóa vị trí không gian của bất cứ voxel nào

-Lựa chọn cuộn gradien cần quan tâm đến cường

độ trường, độ tuyến tính và thời gian chuyển đổi

-Hình dạng và vị trí của cuộn dây là rất quantrọng đối với việc tạo ra từ trường theo hướngmong muốn

-Lựa chọn lát cắt bằng cách chỉ kích thích có chọnlựa các mô trong lát cắt được chọn Được thựchiện qua gradien tuyến tính (mã hóa tần số) vuônggóc với hướng của lát cắt đó (thường là 1 trụcchính-trục z).

Varying Spatially Dependent Larmor Frequency

-Trong lát cắt được chọn, vị trí của tín hiệu màcác proton trong lát cắt cung cấp được mã hóatiếp nhờ gradien trường.

-Đặt 1 gradien trường tuyến tính dọc theo 1 trong

2 trục chính còn lại (trục y)tạo nên 1 dải tần sốtiến động được lấy mẫu đối với các mô tồn tại dọctrục này Còn gọi là gradien “đọc ra”

-Đặt dọc theo trục còn lại-trục x-gradien bước,các proton không thay đổi tần số tương đối so vớitrục y, z mà thay đổi pha của chúng so với trục x.

Độ thay đổi pha tỷ lệ với độ lớn gradien và vị trídọc trục gradienmã hóa pha

Positive Phase Change

Negative Phase Change

Phase -Encoding

Gradient

Step

Ảnh chụp não

(T1-weighted)

Ảnh chụp não (T2-weighted)

Ảnh chụp não (mật độ spin)

- Gồm 2 loại chính: chụp cắt lớp phát xạ photon

Tomography- SPECT) và chụp cắt lớp phát xạpositron (Positron Emission Tomography-PET)

- Dựa trên hiện tượng phân rã (phóng xạ) của cáchạt nhân Tức là một hạt nhân không bền phân rãthành hạt nhân bền bằng cách giải phóng nănglượng và phát xạ ra các photon như photon tiagamma (SPECT) hay các hạt alpha, positron(PET).

e 0 N t



 0 , 693

Thalf

 SPECT

Sơ đồ hệ thống SPECT

- Chất đồng vị phóng xạ-được đưa vào cơ thể nhờthuốc chứa phóng xạ (radiopharmaceutical drug)

có trao đổi chất với mô-phát xạ ra các photon γ

- Detector thu nhận tia γ sau khi đã tương tác với

cơ thể (tương tự như đối với tia X) tạo thành dữliệu thô ứng với từng phép chiếu

- Quá trình tái tạo ảnh giống như ở các hệ thốngtạo ảnh cắt lớp ngang trục khác

- Ảnh SPECT kém về độ phân giải và cấu trúcgiải phẫu nhưng lại cho biết phân bố chất đồng vịphóng xạ trong mô, thể hiện cho quá trình trao đổichất hay dòng máu nhất định.

- Các khó khăn mắc phải: tán xạ, thống kê photonthấp; detector và bộ nhân quang phi tuyến

Ảnh chụp SPECT 99Tc của não

 PET

Sơ đồ hệ thống PET

- Dựa trên việc phát hiện đồng thời 2 photon cónăng lượng là 511eV đi theo hai hướng ngượcnhau.

- PET có khả năng lần theo, mô tả các chất đồng

vị phóng xạ được trao đổi chất trong mô để rồiđưa ra các thông tin về hoạt động hóa sinh haysinh lý của mô

Object Emitting Positrons

Computer

Display Detector Ring

Sơ đồ khối hệ thống PET

- Positron được phát xạ ra với động năng lớn.

- Positron di chuyển 1-3mm và mất 1 phần nănglượng

- Positron mất 1 phần năng lượng này tương tácvới electron liên kết yếu làm biến mất, triệt tiêupositron và phát xạ ra 2 photon γ 511eV theo 2hướng gần như đối nhau

- Detect photon γ đồng thời trong cùng 1 cửa sổthời gian

- Trực chuẩn khó khăn hơn SPECT về mặt cơ khí(phải dùng nhiều vật liệu khác nhau).

- Vị trí phát xạ positron khác với vị trí positron bịtriệt tiêu

- Số chất đồng vị phóng xạ phát xạ positron ít

- Hạn chế về kích cỡ và độ nhậy của detector,thống kê phát xạ thấpảnh PET khá nhiễu và độphân giải thấp so với ảnh MR và CT

Ảnh chụp PET FDG của não

- Có thể trực chuẩn về phương diện điện tử.

- Đưa ra thông tin về quá trình trao đổi chất vàchức năng của mô do tương tác đơn nhất giữapositron và mô

Ảnh FDG cho thông tin về trao đổi glucose vàdòng máu, rất quan trọng trong việc xác định tínhkhác thể và lây lân của u

SIÊU ÂM

- Là phương thức tạo ảnh duy nhất không liênquan đến bức xạ điện từ (trực tiếp hoặc gián tiếp)

- Sóng siêu âm đặc trưng bởi bước sóng và tần số

- Trong môi trường truyền, tần số sóng siêu âm làkhông đổi (ngay cả khi có sự thay đổi môi trường,

ví dụ như từ mô mềm sang chất béo)

- Tần số được sử dụng từ 2-10MHz

- Trong quá trình truyền sóng xảy ra các hiệntượng: phản xạ, khúc xạ, tán xạ và suy hao.

i j

i j

ij

Z Z

Z

Z R







i j

j ij

Z Z

Z

2 T





i 1

2

c

c sin   

Zi, ci: trở kháng âm, vận tốc sóng âm

Rii, Tij: độ phản xạ và độ truyền qua

θt, θi: góc khúc xạ và góc tới

21 32 43 54 34 23 12

1  

34

2 23

2 12

I

Control Circuit

Pulse Generation and Timing

Data-Acquisition Analog to Digital Converter

Computer Imaging Storage and Processing

Display

Sơ đồ khối của hệ thống siêu âm

- Chùm siêu âm là phân kỳ

- Sóng siêu âm mất năng lượng (chuyển thànhnhiệt mô hấp thụ) và bị tán xạ ra nhiều hướng

- Độ phân giải không gian, chất lượng ảnh siêu

âm khá khác so với ảnh X-quang thông thường.Ảnh thường nhiễu, có các vết lốm đốm, rìa củavùng cấu trúc không rõ ràng

- Tính được khoảng cách trong cấu trúc dọc theochùm siêu âm.

- Cường độ và thời gian của âm vọng được xácđịnhhình dáng và vị trí có thể được tính toán từcác ảnh siêu âm

 Chế độ M

- Cung cấp thông tin về thay đổi biên độ tín hiệu

do đối tượng di chuyển

- Transducer cố định, trong 1 chu kỳ quét, cho dữliệu thu được trong chế độ A

- Dữ liệu được thể hiện dưới dạng chuỗi các điểmsáng (pixel) tương ứng với độ lớn âm vọng

- Chuỗi điểm ảnh ứng với các chu kỳ quét khácnhau được đặt song song nhau theo phươngngang

- Thay đổi độ sáng của các điểm sáng tương ứng

ở các chuỗi điểm sáng tiếp theo chỉ ra đối tượngdịch chuyển

- Rất hiệu quả trong việc theo dõi chuyển độngcủa đối tượng (như chuyển động của van tim)

Ảnh chế độ M của van 2 lá

 Chế độ B

- Cung cấp ảnh 2 chiều về thay đổi trở kháng âmcủa mô

- Độ sáng trên ảnh thể hiện độ lớn của âm vọng

- Transducer được “lắc” quanh 1 điểm để tạothành vùng tạo ảnh hình chữ V

- Chùm dữ liệu thô thu được từ chế độ A đượcđưa tới máy tính để tái tạo lại ảnh

Ảnh chế độ B của van 2 lá bị hẹp

 Siêu âm Doppler

- Dựa theo hiệu ứng Doppler

- Dịch tần Doppler được chuyển thành ảnh 2-Dnhờ việc quét không gian và đổi thành màu hoặc

độ sáng

c

f.cos

2

fdoppler   

Ảnh Doppler của van 2 lá

MỘT SỐ KIẾN THỨC BỔ TRỢ

- Ảnh số 2-D fd(x,y) có thể được biểu diễn bằngmột ma trận 2 chiều của các số rời rạc thể hiệncho độ sáng.

- Ảnh tương tự 2-D fa(x,y) thì cần phải đượcchuyển sang định dạng số Việc lấy mẫu cũngtuân theo tiêu chuẩn Nyquist

x y

, x s

Ảnh được lấy mẫu:

2 1

a

a d

y j

y , x j

x y

j , x j

f

y , x s y , x f

y ,

x

f

Thể hiện ảnh trong miền tần số:

y xs

1 x

a y

x

y x

1 ,

F

max x max