Đang tải... (xem toàn văn)
TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI VIỆN ĐIỆN TỬ VIỄN THÔNG MÔN CÔNG NGHỆ CHUẨN ĐOÁN HÌNH ẢNH I ĐỀ TÀI HÌNH ẢNH X QUANG VÀ CHỤP CẮT LỚP Giáo viên hướng dẫn TS Nguyễn Thái Hà Sinh viên thực hiện Vũ Văn Xuân MSSV 20122835 Lớp ĐTTT 01 – K57 Hà Nội, 2017 MỤC LỤC 1 1 Nguyên tắc chung chụp X quang 3 1 2 Sản xuất X quang 4 1 2 1 Nguồn X quang 4 1 2 2 Dòng ống tia X, đầu ra của ống và cường độ chùm tia 7 1 2 3 Phổ năng lượng của tia X 9 1 3 Tương tác của tia X với mô 10 1 3 1 Tán xạ Coherent 11 1 3 2.
TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI VIỆN ĐIỆN TỬ VIỄN THÔNG - MÔN: CÔNG NGHỆ CHUẨN ĐỐN HÌNH ẢNH I ĐỀ TÀI : HÌNH ẢNH X-QUANG VÀ CHỤP CẮT LỚP Giáo viên hướng dẫn Sinh viên thực MSSV Lớp : : : : Hà Nội, 2017 TS.Nguyễn Thái Hà Vũ Văn Xuân 20122835 ĐTTT 01 – K57 MỤC LỤC HÌNH ẢNH X-QUANG VÀ CHỤP CẮT LỚP 1.1 Nguyên tắc chung chụp X-quang Hình ảnh X-quang kỹ thuật truyền dẫn mà X-quang từ nguồn qua bệnh nhân phát phim buồng ion hóa phía đối diện thể, thể hình 1.1 Độ tương phản hình ảnh mô khác phát sinh từ suy giảm khác biệt X-quang thể Ví dụ, Xquang suy giảm đặc biệt hiệu xương, mô mềm Trong mặt phẳng chụp X quang, chất lượng hình ảnh phóng chiếu hai chiều đơn giản mô nằm nguồn X-quang phim Mặt phẳng chụp X quang sử dụng cho số mục đích khác nhau: pyelography tĩnh mạch (IVP) để phát bệnh hệ tiết niệu bao gồm sỏi thận; chụp X quang bụng để nghiên cứu gan, bàng quang, bụng xương chậu; chụp X quang ngực cho bệnh phổi xương sườn bị gãy; chiếu tia X-quang (trong hình ảnh bị thu hồi liên tục khoảng thời gian vài phút) số bệnh tiết niệu tiêu hóa khác Mặt phẳng chụp X quang lớp chồng lên mô mềm hay cấu trúc xương phức tạp thường khó khăn để giải thích, bác sĩ X quang có tay nghề cao Trong trường hợp này, X-quang chụp cắt lớp vi tính (CT) sử dụng Các nguyên tắc CT thể hình 1.2 Nguồn tia X chuẩn trực chặt chẽ để theo dõi "lát cắt" mỏng thông qua bệnh nhân Các nguồn thiết bị dò xoay xung quanh bệnh nhân, đưa loạt dự đốn chiều số góc độ khác Những liệu xây dựng lại để đưa hình ảnh hai chiều, hiển thị bên phải hình 1.2 hình ảnh CT có độ phân giải khơng gian cao (~1 mm) cung cấp độ tương phản hợp lý mơ mềm Ngồi ảnh giải phẫu, CT làphương pháp tạo ảnh tạo hình ảnh angiographic phân giải cao nhất, có nghĩa là, hình ảnh hiển thị lưu lượng máu mạch Sự phát triển gần xoắn ốc multislice CT kích hoạt việc mua lại đầy đủ hình ảnh ba chiều bệnh nhân giữ thở Hình 1.1 (Trái) Các thiết lập cho hình ảnh X-quang Các ống chuẩn trực hạn chế tia X-quang để chiếu xạ vùng quan tâm Lưới điện antiscatter làm tăng độ tương phản mô cách giảm số lượng phát tia X phân tán mơ (Phải) Một điển hình phẳng X quang ngực, khu vực có độ suy giảm cao xương xuất màu trắng Những bất lợi lớn X-quang chụp CT thực tế kỹ thuật sử dụng xạ ion hóa Bởi xạ ion hóa gây tổn thương mơ, có giới hạn tổng liều xạ năm mà bệnh nhân phải chịu Liều xạ mối quan tâm đặc biệt X quang nhi khoa sản khoa 1.2 Sản xuất X-quang Nguồn tia X thành phần hệ thống quan trọng việc xác định chất lượng hình ảnh tổng thể Mặc dù thiết kế thay đổi kể từ năm 1900, có tiến đáng kể hai thập kỷ qua việc thiết kế nguồn X-quang hiệu hơn, khả cung cấp mức sản lượng cao cần thiết cho kỹ thuật CT tia chiếu X quang Hình 1.2 (Trái) Các nguyên tắc chụp cắt lớp vi tính với nguồn tia X đơn vị phát quay đồng xung quanh bệnh nhân Dữ liệu thu lại liên tục vịng quay (Phải) Một ví dụ hình ảnh CT đơn lát cắt não 1.2.1 Nguồn X-quang Các thành phần nguồn X-quang, gọi ống X-quang, sử dụng cho chẩn đốn lâm sàng thể hình 1.3 Việc sản xuất X-quang liên quan đến việc tăng chùm electron đập vào bề mặt mục tiêu kim loại Các ống tia X quang có hai điện cực, cathode mang điện tích âm, có tác dụng nguồn điện tử, anode mang điện tích dương, có mục tiêu kim loại Một khác biệt tiềm tàng 15 150 kV áp dụng cathode anode; giá trị xác phụ thuộc vào ứng dụng cụ thể khác biệt tiềm hình thức điện áp xoay chiều sửa chữa, đặc trưng giá trị tối đa nó, kilôvôn cao điểm (KVP) Giá trị tối đa điện áp gọi tăng điện áp Các cathode gồm sợi dây vonfram (~200 mm đường kính) cuộn để tạo thành vịng xốy ~2 mm đường kính nhỏ cm chiều cao Một dòng điện từ nguồn điện qua cực âm, làm cho nóng lên Khi nhiệt độ cathode đạt ~2200◦C lượng nhiệt hấp thụ nguyên tử vonfram cho phép số lượng nhỏ điện tử di chuyển khỏi bề mặt kim loại, trình gọi phát thải thermionic Một cân động thiết lập lên, với điện tử có đủ lượng để thoát khỏi bề mặt catot, bị thu hút trở lại bề mặt kim loại Hiệu điện tác động đủ lớn vào catot làm cho electron tự tạo bề mặt catot tăng tốc phía anot Sự phân bố không gian electron đạp vào anot tương quan trực tiếp với hình dang chùm tia X vào bệnh nhân Kể từ độ phân giải khơng gian hình ảnh xác định kích thước tiêu điểm hiệu dụng, thể hình 1.4, catot thiết kế để tạo chùm điện tử đồng nhất, khơng bị rị Để làm điều này, vịng hội tụ tích điện âm đặt xung quanh catot để giảm phân kỳ chùm tia điện tử Nếu đặt điện tích âm lớn vào vòng hội tụ, chùm tia điện tử hẹp Nếu đặt vào hiệu điện lớn (~ kV), dịng tia tắt hồn tồn Sự chuyển đổi trình sở để tạo nguồn xung tia X điều khiển (bật/ tắt) cho ứng dụng CT, khái quát mục 1.10 Hình 1.3 Sơ đồ mạch nguồn tia X sử dụng cho hình ảnh lâm sàng Hình 1.4 (Trên) Một vịng hội tụ điện tích âm cathode tia X tạo chùm tia hội tụ hẹp điện tử điện tử làm tăng điện tử đập vào anot Vonfram (Dưới) Tác dụng góc xiên anode θ vào kích thước tiêu điểm hiệu dụng phạm vi tia X Ở anot, tia X tạo nhờ điện tử tăng tốc xâm nhập vài chục micromet vào mục tiêu kim loại suy giảm động Năng lượng chuyển đổi tia X với chế trình bày chi tiết mục 1.2.3 Anot phải làm kim loại với điểm nóng chảy cao, dẫn nhiệt tốt, áp suất thấp (để cho phép chân không 10–7bar thiết lập mạch máu ).Số hiệu nguyên tử kim loại làm mục tiêu cao, việc tạo tia X lượng xạ tạo có hiệu cao Anot kim loại thường sử dụng vonfram, có số hiệu nguyên tử cao 74 , nhiệt độ nóng chảy -7 cao 3370℃ , áp suất thấp kim loại , 10 bar 2250 Các nguyên tố có số hiệu nguyên tử cao , chẳng hạn bạch kim (78) vàng ( 79 ) , có điểm nóng chảy thấp nhiều khơng phù hợp làm anot kim loại Trong chụp nhũ ảnh , tia X cần lượng thấp nhiều, anot thường bao gồm molybden vonfram Ngay với nguồn lượng xạ cao vonfram, hầu hết lượng hấp thụ anot chuyển thành nhiệt năng, với ~ % lượng chuyển đổi thành tia X Nếu vonfram tinh khiết sửdụng, sau tạo vết nứt kim loại, sau hợp kim vonfram-reni với từ 2% đến 10% phát triển để khắc phục vấn đề Mục tiêu khoảng dày 700μm dày gắn độ dày vonfram tinh khiết Phần anot làm từ hợp kim molypden , titan, zirconi định hình thành đĩa Như hiển thị hình 1.4, anot vát, thường góc 5-20 ◦, để tạo tiêu điểm hội tụ hiệu dụng nhỏ, làm giảm khơng sắc nét hình dạng hình ảnh X-quang (Mục 1.6 0,2) Mối quan hệ thực tế kích thước tiêu điểm hội tụ F kích thước tiêu điểm hiệu dụng f cho bởi: f = F sinθ (1.1) Trong θ góc xiên Giá trị kích thước tiêu điểm hiệu dụng từ 0.3 mm cho chụp nhũ ảnh, 0,6 1,2 mm cho chiếu quang tuyến Trong thực tế, hầu hết ống tia X gồm hai sợi catot c ó kích cỡ khác để cung cấp cho tùy chọn sử dụng kích thước tiêu điểm hiệu dụng nhỏ lớn Kích thước tiêu điểm hiệu dụng điều khiển cách tăng giảm giá trị tác dụng điện tích âm cho vịng hội tụ catot Góc xiên θ ảnh hưởng đến phạm vi tác động chùm tia X, hiển thị hình 1.4 Giá trị gần phạm vi cho phạm vi = (khoảng cách – từ - nguồn – đến -bệnh nhân) tanθ (1.2) Tất thành phần hệ thống X-quang chứa ống chân không Trong khứ,ống làm từ thủy tinh, gần kính thay kết hợp kim loại gốm Những bất lợi lớn với kính bám hơi, từ hai dây tóc catot anot làm mục tiêu, hình thành bề mặt bên mạch, gây phóng điện hồ quang điện giảm tuổi thọ ống Ống chân không bao quanh dầu để làm mát cách điện Toàn phần lắp ráp bao quanh chắn với cửa sổ thủy tinh, thơng qua chùm tia X phát 1.2.2 Dòng ống tia X, đầu ống cường độ chùm tia Dòng ống (mA) nguồn tia X xác định số lượng điện tử/giây từ dây tóc catot vonfram đến anot Các giá trị hay gặp dòng ống từ 50 đến 400 mA cho chiếu quang tuyến chụp X quang lên đến 1000 mA cho CT Dòng ống thấp nhiều sử dụng kỹ thuật tạo ảnh liên tục nội soi huỳnh quang Nếu giá trị kVp tăng lên, dòng ống tăng lên, đạt mức bão hòa Mức xác định nhiệt độ tối đa trong, dịng thơng qua dây tóc catot Ống Xquang thường có đặc tính phụ thuộc đầu ống công suất định mức ống Đầu ống, đo Watts, xác định tích dịng ống hiệu điện catot anot Ngoài giá trị kVp, đầu ống cịn phụ thuộc vào cường độ chân khơng bên ống Một chân không cường độ mạnh cho phép thiết lập điện tử gia tốc cao hơn, số lượng lớn điện tử đến anot, tương tác với phân tử khí giảm Mức đầu ống cao điều mong muốn hình ảnh Xquang chẩn đốn có nghĩa thời gian phát tia ngắn hơn, làm giảm khả xuất nhiễu chuyển động gây thay đổi cấu trúc tim Công suất định mức ống, công suất tiêu hao tối đa ứng với thời gian phát tia 0,1 giây Ví dụ, ống với cơng suất định mức 10 kW hoạt động 80 kV với dòng điện ống 1,25 A cho 0,1 s Khả nguồn tia X để đạt đầu ống cao bị giới hạn tối đa nhiệt anot Anot quay khoảng 3000 rpm, làm tăng diện tích bề mặt hiệu dụng cực anot giảm lượng điện truyền đơn vị diện tích đơn vị thời gian Đầu ống tối đa, xấp xỉ, tỷ lệ thuận với bậc hai tốc độ quay Anot quay thực cách sử dụng hai cuộn dây stator đặt gần cổ ống tia X , hiển thị hình 1.3 Điện trường tạo cuộn dây stato gây dòng điện cảm ứng rotor làm quay anot Thân Molypden thành phần cho phận roto anot Vì Molypden có điểm nóng chảy cao dẫn nhiệt thấp , thất nhiệt từ anot chủ yếu thơng qua xạ qua chân không vào thành ống Cường độ I chùm tia X định nghĩa công suất vốn có đơn vị diện tích có đơn vị Jules / mét vuông Công suất chùm phụ thuộc vào hai yếu tố, tổng số tia X lượng tia X Số lượng tia X sinh nguồn tỷ lệ thuận với dòng ống, lượng chùm tia X tỷ lệ thuận với bình phương điện gia tốc Vì vậy, cường độ chùm tia Xcó thể biểu diễn I α (kVp)2 (mA) (1.3) Hình 1.5 Một phổ lượng tia X điển hình tạo từ ống với giá trị kVp 150 keV, sử dụng anot vonfram Tia X lượng thấp (đường gạch) hấp thụ thành phần ống tia X Đặc tuyến dòng xạ từ anot xảy khoảng 60 70 keV Trong thực tế, cường độ không đồng chùm tia X, tượng gọi hiệu ứng gót chân Hiện tượng khác biệt khoảng cách mà tia X tạo mục tiêu anot phải qua mục tiêu để phát Khoảng cách tia X tạo "điểm kết thúc anot" mục tiêu "điểm kết thúc catot." Khoảng cách điểm cuối anot lớn, kết hấp thụ tia X qua mục tiêu lớn nguồn phát tia có cường độ thấp Sự gia tăng góc xiên sử dụng để làm giảm biên độ hiệu ứng gót chân, điều làm tăng kích thước tiêu điểm hiệu dụng 1.2.3 Phổ lượng tia X Đầu nguồn bao gồm tia X với dải lượng, hiển thị hình 1.5 Điện tử lượng cao đập vào anot tạo tia X thông qua hai chế:bức xạ hãm , thường gọi xạ xạ đặc trưng Bức xạ hãm xảy điện tử qua gần hạt nhân vonfram bị lệch lực hấp dẫn hạt nhân mang điện tích dương Động bị electron chệch hướng phát tia X Nhiều tương tác xảy cho điện tử, với tương tác tạo phần suy hao tổng động electron Những tương tác dẫn đến tia X với dải lượng phát từ anot Năng lượng tối đa E max tia X tạo trình tương ứng với trường hợptồn động electron chuyển thành tia X Giá trị Emax (đơn vịkeV) tương ứng với giá trị điện gia tốc kVp Hiệu tạo xạ hãm η cho bởi: η = k(kVp)Z (1.4) k số (giá trị 1.1 × 10 -9 với vonfram ) Z số nguyên tử kim loại mục tiêu Bức xạ hãm đặc trưng suy giảm tuyến tính cường độ tia X với gia tăng lượng tia X Hình 1.6 Cấu trúc nguyên tử phần tử mẫu cho biết số lượng điện tử tối đa lớp K, L, M Tuy nhiên, nhiều tia X có lượng thấp hấp thụ ống tia X bọc , kết phổ " nội lọc" nhưtrong hình 1.5 Bộ lọc thêm vào ống sử Gamma có giá trị lớn có nghĩa khác biệt phát tia hai khu vực phim Xquang,cho kết tương phản cao vùng phim tăng cường Vùng hiển thị phim định nghĩa phạm vi giá trị phơi sáng (thường giá trị OD từ 0,5 đến 2,0) mà nhìn thấy tương phản hữu ích ảnh VÙng hiển thi lớn tương ứng với giá trị γ thấp, có nghĩa độ tương phản hình ảnh thấp Vùng hiển thị đơi gọi phạm vi động phim Về thành phần vật lý phim, hạt nhũ bạc kích thước lớn tương ứng với độ nhạy phim cao, độ phân giải không gian kém, ngược lại Một phim gồm hỗn hợp hạt có kích thước khác cho tương phản hình ảnh cao, với kích thước hạt dẫn đến độ tương phản hình ảnh thấp Trong thực tế, thủ tục gọi tự động điều khiển phát tia (AEC) sử dụng để tối ưu hóa thời gian phát tia phim X-quang để tạo hình ảnh với độ tương phản cao AEC sử dụng buồng ion hóa, bao gồm mục 1.10.2, thường chứa đầy khí xenon, đặt phía trước cassette phim mà khơng can nhiễu tới hình ảnh Buồng có nhiệm vu đo cường độ chùm tia X-quang qua phim, giá trị đạt đến mức mong muốn, nguồn tia X tắt 1.5.5 Thiết bị cho chụp Xquang điện toán Xquang số Mặc dù phim tia X có ưu điểm tốc độ, đơn giản, lịch sử lâu dài phân tích phóng xạ , tương lai tất phương thức tạo ảnh chắn nằm hiển thị số lưu trữ Ảnh số lưu trữ chuyển giao nhanh chóng trung tâm lâm sàng thích hợp , liệu xử lý sau sử dụng thuật toán lọc khác Để cho ảnh số để trở thành tiêu chuẩn y tế, chất lượng hình ảnh phải tốt phương thức sử dụng phim Hai kỹ thuật, chụp X quang điện toán chụp X quang số, sử dụng đánh giá ảnh Xquang số Chụp X quang điện tốn(CR ) sử dụng kích thích quang , ảnh lưu trữ dựa phosphor để thay việc kết hợp hình tăng cường / phim Xquang tiêu chuẩn Tấm ảnh có lớp phosphor ngoại tuyến hạt tinh thể Bari florat pha tạp với Eu hóa trị II ( Eu2+) Khi ảnh tiếp xúc với tia X , electron hình phosphor kích thích lên mức lượng cao bị mắc kẹt vị trí lỗ trống halogen , tạo thành " trung tâm màu sắc " Lỗ tạo electron Eu 2+ oxy hóa thành Eu3+ Q trình oxy hóa tồn khoảng thời gian nhiều đến vài ngày Tại thời điểm thích hợp , ảnh tiếp xúc đọc cách sử dụng hệ thống quét laser Khi tinh thể phosphor chiếu xạ laser , trung tâm màu hấp thụ lượng , giải phóng electron bị mắc kẹt, trở trạng thái cân hóa trị Khi đó, tạo ánh sáng màu xanh bước sóng 390 nm Ánh sáng chụp thiết bị dò điện tử phát đầu đọc ảnh, tín hiệu số hóa xếp để tạo ảnh Sau trình đọc hình ảnh, ánh sáng dùng để xóa ảnh , tái sử dụng nhiều lần Kỹ thuật thứ hai , chụp X quang số (DR) , dựa vào vùng lớn , dò phẳng (FPD) sử dụng mảng bóng bán dẫn mỏng(TFT), cơng nghệ tương tự ví dụ, hình máy tính xách tay FPD chế tạo chất thủy tinh nguyên khối Một lớp mảng bóng bán dẫn silicon vơ định hình phủ lên lớp thủy tinh Mỗi điểm ảnh máy dò bao gồm photodiode chuyển mạch TFT Trên đầu mảng cấu trúc pha tạp Cesium Iodide (CsI ) nhấp nháy, lớp phản xạ, lớp phủ bảo vệ than chì Lớp CsI bao gồm nhiều tinh thể Cesium Iodide mỏng, hình que (đường kính khoảng - 10μm) liên kết với mở rộng từ bề mặt lớp CsI tới lớp chúng sản xuất Khi tia X hấp thụ CsI , CSI nhấp nháy phát quang Ánh sáng trải qua nội phản xạ chất xơ phát từ đầu sợi vào mảng TFT Ánh sáng sau chuyển thành tín hiệu điện điot phát quang mảng TFT Tín hiệu khuếch đại chuyển đổi thành giá trị số cho điểm ảnh cách sử dụng chuyển đổi tương tự-số Mỗi điểm ảnh thường có kích thước 200 × 200μm Một hệ thống DR thương mại điển hình có kích thước phẳng 41 × 41 cm , với mảng TFT 2048 × 2048 phần tử Một lưới chống tán xạ với tỷ lệ lưới ~ 13:01 mật độ dòng dải ~ 70 dòng cm sử dụng để tránh tán xạ Về chất lượng hình ảnh, lợi DR bao gồm phạm vi biến thiên rộng từ chuyển đổi số-tương tự hiệu suất phổ lượng tử cao (DQE) phạm vi tương đương việc kết hợp hình tăng cường / phim DQE xác định SNR out DQE = SNR in (1.16) Hình 1.15 Sự xuất nhiễu h ảnh X-quang, với phim tiếp xúc với tia X-quang “đồng nhất” (Trái) Những hình ảnh khơng có đốm lượng tử, (Giữa) giá trị đốm lượng tử thấp, (phải) giá trị đốm lượng tử cao Giá trị DQE luôn nhỏ dị ln ln đưa tiếng ồn vào hệ thống, giá trị cao hơn, SNR cho số lượng photon định vào máy dò lớn Các DQE cao phẳng so với phim tạo từ tính chất hấp thụ tia X CsI, ma trận điểm ảnh điền dày đặc thiết bị điện tử đọc mức nhiễu thấp 1.6 Đặc điểm ảnh Xquang Ba thông số phổ biến sử dụng để đo lường "chất lượng" hình ảnh SNR, độ phân giải không gian, lỷ lệ tương phản nhiễu (CNR) Một hình ảnh lý tưởng có giá trị mối thơng số cao, thường có cân thơng sốn Khái niệm chung liên quan đến SNR, độ phân giải không gian, CNR cho tất phương thức tạo ảnh sách đề cập Chương 1.6.1 Tỷ số tín hiệu nhiễu Nếu phim X-quang tiếp xúc với chùm tia X, khơng có suy giảm vị trí nguồn phim, người ta tưởng tượng hình ảnh có OD đồng không gian Tuy nhiên thực tế , cường độ tín hiệu phân bố khơng đồng hình 1.15 Có hai nguồn cho không đồng này: phân bố thống kê tia X từ nguồn, thứ hai không gian đáp ứng phim không đồng Yếu tố thường nguồn nhiễu, xác định theo "đốm lượng tử", nghĩa là, phương sai thống kê số lượng tia X đơn vị diện tích tạo nguồn Sai thống kê đặc trưng phân phối Poisson, đề cập mục 5.3.1 Nếu tổng số tia X phát đơn vị diện tích ký hiệu N, sau SNR ảnh tỷ lệ thuận với bậc hai N Do đó, yếu tố ảnh hưởng đến SNR bao gồm: Thời gian phát tia dòng ống tia X: SNR tỷ lệ thuận với bậc hai tích thời gian phát tia dòng ống tia X Giá trị kVp: kVp cao,số lượng tia X lượng cao tạo nhiều Điều này, làm tăng số lượng tia X đến dò tăng SNR Mức độ lọc tia X: mức độ lọc cao, số lượng tia X đến dò giảm, giá trị SNR thấp ứng với mức kVp mA Kích thước bệnh nhân: tia X phải qua mơ có bề dày lớn, suy giảm lượng lớn, từ SNR thấp Độ dày lớp phosphor hình tăng cường: lớp dày hơn, tỷ lệ tia X ạo ảnh phim tăng cường, giá trị SNR cao Hình dạng lưới chống tán xạ: lưới với tỷ lệ chiều cao vách ngăn cao hơn, mức độ suy giảm tán xạ Compton nhiều so với tỷ lệ nhỏ hơn, làm giảm SNR ảnh Thêm yếu tố ảnh hưởng đến SNR Tính đồng đáp ứng khơng gian kết hợp hình tăng cường/phim: đáp ứng khơng đồng chủ yếu khác biệt số lượng hạt bạc halogen đơn vị diện tích phim, nhân tố thứ làm biến đổi đồng nằm mật độ phospors đơn vị diện tích hình Sự khơng đồng cao, SNR ảnh thấp 1.6.2 Độ phân giải không gian Một số yếu tố ảnh hưởng đến độ phân giải ảnh X-quang mô tả: Độ dày hình tăng cường: hình dày, ánh sáng lan rộng độ phân giải không gian Tốc độ phim X-quang: phim nhanh bao gồm hạt halogen bạc tương đối lớn, có độ phân giải không gian so với phim chậm Hai yếu tố quan trọng khác sau: Kích thước hiệu dụng tiêu điểm Xquang (hình 1.4): Thực tế nguồn tia X có kích thước hữu hạn cho kết tượng gọi hình dạng khơng sắc nét Điều làm mờ ảnh, thể rõ biên mô khác nhau, trường hợp tạo hiệu ứng gọi vùng nửa tối Mức độ mờ ảnh phụ thuộc vào kích thước tiêu điểm hiệu dụng f khoảng cách nguồn tia X bệnh nhân S0 nguồn tia X dò S1, thể hình 1.16 Sử dụng lượng giác đơn giản, tính kích thước vùng nửa tối, ký hiệu P, từ P= f (S1 − S0 ) S0 (1.17) Hình 1.16 (Trái) Giá trị hữu hạn kích thước tiêu điểm hiệu dụng f nguồn có nghĩa vùng nửa tối P có hình dạng khơng sắc nét tồn hình ảnh (Từ trái sang phải) Tăng đường kính nguồn tăng khơng sắc nét Giảm khoảng cách từ đối tượng đến dò, giảm không sắc nét Tăng khoảng cách từ nguồn tới đối tượng, giữ S1 – S0 không đổi, làm giảm không sắc nét Để cải thiện độ phân giải không gian ảnh, khoảng cách từ nguồn đến máy dị nên lớn, kích thước tiêu điểm hiệu dụng nhỏ, tốt Độ khuếch đại liên quan đến trình tạo ảnh: Từ hình 1.16, độ khuếch đại m cho bởi: m= S1 (1.18) S0 Các thơng số tạo ảnh chuẩn có kích thước tiêu điểm hiệu dụng 0,6 1,2 mm, tăng giá trị m làm tăng hình dạng khơng sắc nét, bệnh nhân cần đặt gần đến máy dò tốt Trong thủ tục liên quan đến khuếch đại quang tuyến, nơi mà anot đặc biệt sử dụng để tạo kích thước tiêu điểm hiệu dụng 0,1 mm, độ khuếch đại lên đến 1,5 đạt cách đặt máy dò khoảng cách xa bệnh nhân Mỗi phần hệ thống tạo ảnh đóng góp mức độ định việc làm mờ, độ phân giải không gian hình ảnh R total đại diện cho kết hợp tất đóng góp đó: Rtotal = (1.19) Trong Rscreen, Rfilm, Rspot size ,Rmag thơng số đóng góp vào R total, mơ tả chi tiết Biện pháp đo lường độ phân giải không gian chụp Xquang hay dùng tính trải đường LSF LSF cách đo dễ dàng sử dụng lưới bao gồm vách dẫn song song LSF rộng, ảnh có nhiều vùng mờ Nó phổ biến để tính tốn tính chuyển điều chế (MTF) hệ thống tạo ảnh, đề cập mục 5.2.3 1.6.3 Tỷ lệ tương phản nhiễu Độ tương phản ảnh liên quan đến khác biệt cường độ tín hiệu từ vùng khác thể Ví dụ, chụp X quang ngực , độ tương phản xác định khác biệt tín hiệu từ khu vực phim X-quang tương ứng với xương mơ mềm Khả bác sĩ để giải thích ảnh phụ thuộc vào giá trị CNR , là, khác biệt SNR xương mô mềm , thảo luận Phần 5.4 Vì vậy, tất yếu tố ảnh hưởng đến SNR ảnh , ví dụ, thời gian phát tia , dòng ống, giá trị kVp , lọc tia X , kích thước bệnh nhân , dị hiệu dụng , đáp ứng phim đồng nhất, ảnh hưởng đến CNR Ngồi ra, độ phân giải khơng gian có tác dụng CNR Một điểm trải rộng làm mờ ranh giới mô khác làm giảm hình ảnh CNR Các thơng số mô tả phần trước , chẳng hạn kích thước tiêu điểm Xquang , độ dày hình tăng cường , độ khuếch đại , tốc độ phim, ảnh hưởng đến CNR Ngoài ra, thông số sau ảnh hưởng đến CNR ảnh: Năng lượng tia X nguồn tạo ra: Nếu sử dụng tia X lượng thấp, hiệu ứng quang điện chiếm ưu thế, giá trị µbone µsoft tissue khác đáng kể Nếu sử dụng tia X lượng cao, tán xạ Compton tương tác chi phối,vì xác suất xảy điều độc lập với số nguyên tử, độ tương phản giảm đáng kể Vẫn số tương phản xác suất tán xạ Compton phụ thuộc vào mật độ điện tử xương có mật độ điện tử cao chút so với mô mềm, độ tương phản giảm nhiều so với thời điểm lượng tia X thấp Tuy nhiên, mô tả trước đây, sử dụng tia X lượng thấp tạo mức nhiễu tương đối lớn đốm lượng tử FOV hình ảnh X-quang: giá trị FOV giữa10 30 cm, tỷ lệ xạ tán xạ Compton tới dò tăng tuyến tính với FOV, CNR giảm tăng FOV FOV 30 cm, tỷ lệ không đổi Độ dày phần thể tạo ảnh: Các phần dày hơn, tán xạ Compton tăng số lượng tia X đến dò giảm Cả hai yếu tố làm giảm CNR ảnh Hình dạng lưới chống tán xạ: Như nêu mục 1.5.2, có cân SNR ảnh đóng góp tán xạ Compton tới ảnh Yếu tố mà độ tương phản cải thiện cách sử dụng lưới chống tán xạ cho bởi: Contrast improvement = 1 R 1 R s p (1.20) Trong R, theo định nghĩa trước đây, tỷ lệ tá xạ từ tia X sơ cấp tác động vào lưới, p xạ sơ cấp truyền qua lưới, s xạ tán xạ truyền qua lưới Các thuộc tính kết hợp hình tăng cường / phim: Lý tưởng nhất, máy dò khuếch đại tương phản nội suy giảm tia X, mà khác biệt OD phim tăng cường lớn khác biệt cường độ tia X tới 1.7 Chất phản ứng tương phản tia X Chất phản ứng tương phản tia X hóa chất đưa vào thể để tăng độ tương phản hình ảnh Ví dụ, bari sulfat sử dụng để điều tra bất thường loét , khối u, nốt sưng, vị đường tiêu hóa (GI) Bởi yếu tố bari có cạnh K 37,4 keV , suy giảm tia X cao nhiều nơi chất phản ứng tích lũy mơ xung quanh Bari sulfat , lơ lửng nước, dùng đường uống , trực tràng, thông qua ống thông dày qua đường mũi Dùng để uống , bari sulfat sử dụng để tìm đường tiêu hóa trên, bao gồm dày thực quản Như dụng cụ, bari sulfat dùng tác nhân tương phản đơn kép Là chất phản ứng lấp đầy tồn lịng đường tiêu hóa phát bất thường lớn Như tác nhân tương phản kép, bari sulfat đưa vào đầu tiên, sau khơng khí: bari sulfat bao phủ bề mặt bên ống tiêu hóa khơng khí bơm căng Cách tiếp cận chất tương phản kép sử dụng để mô tả rối loạn nhỏ ruột già , đại tràng, trực tràng Một hình ảnh ví dụ thể hình 1.17 33 Hình 1.17 Một hình ảnh X-quang cho thấy đường bari sulfat qua đường tiêu hóa Trong hình ảnh này, khu vực suy giảm tia X cao xuất tối Hình ảnh tương ứng với tương phản kép (bari sulfat khơng khí) Chất phản ứng tương phản tia X dựa i-ốt sử dụng cho số ứng dụng bao gồm chụp niệu tĩnh mạch, chụp mạch , tĩnh mạch chụp động mạch chụp mạch xóa (được nêu phần ) Một chất phản ứng dựa iot tiêm vào mạch máu i-ốt có cạnh K 33,2 keV , suy giảm tia X mạch máu tăng cường so với mô mềm xung quanh Điều làm cho phát động mạch tĩnh mạch thể Chất phản ứng iot hố sử dụng việc phát khối u não ung thư di , trình bày chi tiết mục 1.15.1 I-ốt có chứa chất phản ứng tương phản X-quang thường dựa vòng benzene triiottua, thể hình 1.18 Thơng số quan trọng thiết kế chất phản ứng đặc biệt tải iốt , là, số lượng iốt liều tiêm định, độ thẩm thấu dung dịch tiêm Sự gia tăng tải iốt thường làm chi phí độ thẩm thấu tăng lên, gây thu hẹp sưng tế bào dẫn đến phản ứng bất lợi , đặc biệt bệnh nhân bị bệnh thận , hen suyễn, hay tiểu đường Trong lịch sử, chất phản ứng tương phản sử dụng ion , chất tương phản nồng độ cao (HOCM ) , chẳng hạn natri diatrizoate Ion , chất tương phản nồng độ thấp ( LOCM ) sau có sẵn hình thức hợp chất ioxaglate Việc thiết kế LOCM không ion , chẳng hạn iohexol , iopamidol , iopromol ( thể hình 1.18) , iopental, làm giảm tác dụng phụ chất phản ứng tương phản iot hoá đáng kể Những phát triển chất tương phản isoosmotic không ion iodixanol (Visipaque) thể hình 1.18 34 Hình 1.18 (Trên) Cấu trúc hóa học iopromol, chất phản ứng tương phản tia X nồng độ thấp, không ion (Dưới) Cấu trúc hóa học iodixanol, isoosmotic, chất phản ứng tương phản tia X không ion 1.8 Phương pháp tạo ảnh Xquang Ngồi hình ảnh X-quang phẳng, có số kỹ thuật hình ảnh khác mà sử dụng X-quang Chúng bao gồm chụp động mạch, sử dụng tác nhân tương phản iot tiêm; huỳnh quang, mà phương pháp hình ảnh thời gian thực thường sử dụng kết hợp với tác nhân tương phản Bari; lượng kép hình ảnh, tạo hình ảnh riêng biệt tương ứng với xương mô mềm 1.8.1 X quang chụp mạch Kỹ thuật chụp mạch tạo hình ảnh thể phần mạch máu thể Loại ảnh sử dụng để điều tra bệnh hẹp thành mạch đông máu động mạch, tĩnh mạch bất thường lưu thơng máu tồn thân phổi Trong X-quang chụp mạch, chất phản ứng tương phản iot tiêm vào máu trước chụp ảnh Ảnh Xquang cho thấy suy giảm tăng từ mạch máu so với mô xung quanh chúng Một kỹ thuật tạo ảnh có liên quan gọi kỹ thuật chụp mạch xóa (DSA), hình ảnh thực trước tiêm chất tương phản, giây sau tiêm, tính tốn khác biệt hai hình ảnh DSA cho độ tương phản cao mạch máu mơ, thể hình 1.19 Cả hai DSA X-quang chụp mạch thơng thường tạo ảnh chụp mạch với độ phân giải cực cao, xử lý thành mạch với đường kính ~ 100μm 35 Hình 1.19 Một ảnh chụp mạch xóa sau tiêm chất phản ứng, cho thấy phần nhánh động mạch thận 1.8.2 Chiếu Xquang Chiếu Xquang kỹ thuật tạo ảnh liên tục sử dụng tia X có lượng thấp, thường khoảng 25-30 keV Kỹ thuật sử dụng cho vị trí stents que thăm nhằm xác định vị trí bệnh nhân cho phẫu thuật can thiệp, nhiều nghiên cứu đường ruột Nguồn phát tia X giống hệt với mơ tả trước đây, ngoại trừ dịng ống thấp (1-5 mA) điện áp gia tốc (70-90 kV) sử dụng, tạo số lượng nhỏ tia X lượng thấp Bản thân kỹ thuật có mức SNR thấp, mức cao đốm lượng tử, đòi hỏi việc sử dụng khuếch đại ảnh huỳnh quang để cải thiện SNR, thể hình 1.20 Một hình huỳnh quang sử dụng để giám sát liên tục vùng cần quan tâm thể Bộ khuếch đại ảnh bao quanh mu- metal để bảo vệ kính điện từ khỏi nhiễu từ trường bên Cửa sổ vào khuếch đại tạo từ nhôm titanium , hai có hệ số suy giảm thấp ứng với tia X lượng thấp Màn hình huỳnh quang đầu vào gồm lớp mỏng, dày 0,2 đến 0,4 mm, lớp lồi natri pha tạp Cesium Iot (CsI : Na ) Lớp gồm tinh thể hình trụ , phủ trực tiếp lên cửa sổ vào Bởi Cesium Iot có cạnh K, tương ứng 36 33 keV , gần với lượng tia X sử dụng, xác suất xảy tương tác quang điện tia X tới hình cao , với khoảng 60% tia X hấp thụ Các quang điện tử tạo từ tương tác quang điện hình chuyển đổi thành photon ánh sáng lớpPhotpho Khoảng 2000 photon ánh sáng lượng thấp (2- eV , 400 - nm) tạo từ tất photon tia X tới Các photon ánh sáng tạo từ hình hấp thụ catot quang chuyển đổi thành quang điện tử Hình 1.20 Sơ đồ khuếch đại ảnh dùng cho chiếu tia X Màn hình tăng sáng trên, dưới, hay bên cạnh bệnh nhân, tùy thuộc vào ứng dụng lâm sàng cụ thể 36 Các catot quang, có hợp chất Antimon-Cesium, tiếp xúc trực tiếp với bề mặt hình huỳnh quang Hiệu suất chuyển đổi tối đa catot quang diễn 400 nm, phù hợp với bước sóng đầu tối đa hình Hiệu suất chuyển đổi catot quang xấp xỉ 10% , có nghĩa là, 10 photon ánh sáng đập vào catot quang sinh quang điện tử Các quang điện tử tăng tốc phía anot tích điện dương, có hiệu điện từ 25 đến 35 kV Chúng hội tụ vào hình đầu ra, làm từ lớp dày vài micromet, bạc hoạt hóa kẽm Cadium Sulfit " Ống kính " tĩnh điện bao gồm điện cực tích điện âm , dùng cho tập trung Điện áp đặt vào điện cực biến thiên để thay đổi vùng hình đầu mà tập trung quang điện tử, cho ta biến hệ số khuếch đại hình ảnh Màn hình photpho đầu chuyển đổi quang điện tử thành photon , với bước sóng vùng nhìn thấy từ 500600 nm Các photon hiển thị trực tiếp ghi lại thông qua máy ghi hình Ở hình đầu khoảng 90 % điện tử hấp thụ , với bước cuối phát quang thường tạo 1000 photon ánh sáng cho quang điện hấp thụ Bề mặt bên hình đầu phủ lớp nhôm mỏng , cho phép điện tử tới hình đầu ra, không cho ánh sáng tạo hình trở catot quang hình thành điện tử thứ cấp Đối với photon tia X tới hình đầu vào, khoảng 200.000 photon ánh sáng tạo hình đầu Điều thể gia tăng thừa số 100 từ số lượng photon phát từ hình đầu vào Yếu tố thứ hai khiến khuếch đại ảnh có hệ số SNR cao đường kính hình đầu thường nhỏ khoảng 10 lần so với hình đầu vào, khoảng kích thước từ nhỏ ( 23 cm ) với tạo ảnh tim đến lớn (57 cm) cho nghiên cứu bụng Sự gia tăng độ sáng tỉ lệ với bình phương tỷ lệ đường kính tương ứng , khoảng thừa số 100 Để cho hình ảnh khơng bị méo, điện tử phải quãng đường từ catot quang tới hình đầu ra, sử dụng hình đầu vào uốn cong Giá trị thường gặp độ phân giải không gian trung tâm hình đầu khoảng 0,3 mm, với ~ 3-5% biến dạng chênh lệch đường điện tử cạnh hình đường kính 2,3 - cm Một thơng số quan trọng hình tăng cường trì tín hiệu, hay độ trễ từ hình ảnh tới Giá trị độ trễ xác định tỷ lệ khung hình tối đa , có nghĩa là, số lượng hình ảnh cao thu 1s mà khơng cần tín hiệu từ hình ảnh xuất Chiếu X-quang thực số chế độ Đơn giản hiển thị liên tục ghi hình tín hiệu, thường gọi "chế độ cine." Chiếu chế độ Cine thường dùng nghiên cứu tim với nguồn tia X/bộ khuếch đại ảnh đặt vng góc nhau.Bằng cách thu thập liệu xen kẽ từ dò nguồn xung tia X, tốc độ đạt tới 150 hình/s Chiếu số hóa thực hiện: trường hợp đầu video máy ảnh số hóa lưu trữ cho việc xử lý liệu Chiếu số hóa sử dụng cho nhiều ứng dụng máy cấy tạo nhịp tim can thiệp chỉnh hình 37 1.8.3 Tạo ảnh lưỡng Tạo ảnh Xquang lưỡng kỹ thuật tạo hai hình ảnh riêng biệt tương ứng với mô mềm xương Phương pháp thường dùng lâm sàng cho chụp ảnh vùng ngực hai bất thường mơ mềm vơi hóa nhỏ hiển thị rõ ràng hình ảnh riêng biệt so với quét dùng Xquang thường quy Có hai cách thực tạo ảnh lưỡng Phương pháp sử dụng hai phát tia X liên tiếp với giá trị kVp nguồn tia X khác Vì tia X tất lần quét gồm dải lượng ,cần số thao tác liệu để tạo ảnh cuối Phương pháp thứ hai sử dụng phát với thiết lập thể hình 1.21 Bộ dò, thường làm từ Y2O2S BaFBr , đặt trực tiếp bệnh nhân, ưu tiên hấp thụ tia X lượng thấp Bộ dị có tác dụng làm cứng chùm tia dò thứ hai, thường làm từ Gd 2O2S Do đó, ảnh từ dò ứng với tia X lượng thấp, có độ tương phản cao, từ dị thứ hai ứng với tia X lượng cao ,có độ tương phản thấp Đối với phương pháp tạo ảnh lưỡng năng, việc xử lý liệu sau thu nhận thực để tạo tập ảnh cuối Nếu cần thiết phải làm cứng chùm tia, lọc đồng đặt trước dò thứ hai Các dò dạng hình photpho lưu trữ, dùng Xquang điện tốn, kết hợp với mảng điot quang để tạo đầu kỹ thuật số Hình 1.21 Một sơ đồ thiết lập dụng cụ dùng cho tạo ảnh lưỡng Bộ dò trước ghi lại ảnh sơ cấp từ tia X lượng thấp dò sau ghi ảnh sơ cấp từ tia X lượng cao Kết hợp phi tuyến hai kết liệu hình ảnh, hiển thị bên phải, tương ứng với mơ mềm xương 38 TÀI LIỆU THAM KHẢO Original Papers W.Ronghent, Ubie enie neue Art von Strahlen, Sitz Ber Phys Med Wurzburg 9, 132-141 (1895) J.Radon, Uber die Bestimmung von Funltionen durch ihre Integralwerte langs gewisser Man-nigfaltigkeiten, Ber Verh Sachs Akad Wiss Leipzif Math Phys Kl 69, 262-277 (1917) G.N.Ramachandran and V.Lakshminarayanan, Three – dimensional reconstruct from radiographs and electron micrographs: Applications of convolutions instead of Fourier transforms, Proc Nalt Acad Sci USA 68, 2236-2240 (1971) G.N.Hounsfield, Computerised transverse axial scanning (tomography) Part 1: Description of system, Br J.Radiol 46, 1016 – 1022 (1973) J.Ambrose, Computerised transverse axial scanning (tomography) Part 2: Clinical application, Br J.Radiol 46, 1023 – 1047 (1973) L.A.Feldkamp,L.C.Davis and J.W.Kress, Practical cone-beam algorithm, J.Opt.Soc.Am A 1, 612-619(1984) Books Computed Tomography W.A.Kalender, Computed Tomography: Fundamentals, System Technology, Image Quality, Applications, MCD, Munich, Germany (2001) E.Seeram, Computed Tomography: Physical Principles, Clinical Applications, and Quality Control, Saunders, Philadelphia (2001) Spiral and Multislice Computed Tomography E.K.Fishman and R.B.Jeffrey, eds.,Spiral CT: Principles, Techniques and Applications, Lippincott-Raven, Philadelphia (1998) B.Marincek, P.R.Rose, M.Reiser, and M.E.Baker, eds, Multislice CT: A Practical Guide, Springer, New York (2001) Review Articles C.H.McCollough, Performance evaluation of a muiti-slice CT system, Med.Phys 26, 22232230 (1999) T.Fuchs, M.Kachelriess, and W.A.Kalender, Technical advances in multi-slice spiral CT, Eur.J.Radiol 36, 69-73 (2000) J.Rydberg, K.A.Buckwalter, K.S.Caldemeyer, M.D.Phillips, D.J.Conces, Jr.,A.M.Aisen, S.A.Persohn, and K.K.Kopecky, Multisection CT: Scanning techniques and clinical applications, Radiographics 20, 1787 – 1806 (2000) 39 W.A.Kalender and M.Prokop, 3D CT angiography, Crit.Rev.Diagn.Imaging 42, 1-28 (2001) Specialized Journals Journal of Computer Assisted Tomography 40 ... có số ? ?i? ??n tử "lớp" thể hình 1.6 Lớp g? ?i lớp K (v? ?i t? ?i đa ? ?i? ??n tử chiếm chỗ), bên lớp L (t? ?i đa ? ?i? ??n tử ), lớp M (t? ?i đa 18 ? ?i? ??n tử), vv Các? ?i? ??n tử lớp K có lượng liên kếtcao nhất, liên kết... xâm nhập v? ?i chục micromet vào mục tiêu kim lo? ?i suy giảm động Năng lượng chuyển đ? ?i tia X v? ?i chế trình bày chi tiết mục 1.2.3 Anot ph? ?i làm kim lo? ?i v? ?i ? ?i? ??m nóng chảy cao, dẫn nhiệt tốt,... Ng? ?i ảnh gi? ?i phẫu, CT làphương pháp tạo ảnh tạo hình ảnh angiographic phân gi? ?i cao nhất, có nghĩa là, hình ảnh hiển thị lưu lượng máu mạch Sự phát triển gần xoắn ốc multislice CT kích hoạt việc