4. XUNG PERFUSION WEIGHTED IMAGING

Perfusion weighted imaging (PWI) là kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ đánh giá động học tuần hoàn mao mạch, cung cấp những thông tin trực tiếp về tưới máu của mô mà không quan tâm đến nguồn máu đó được cấp từ đâu (tuần hoàn chính hay tuần hoàn bàng hệ). Trong thực hành, ứng dụng thường gặp nhất của PWI là đánh giá tưới máu não và tưới máu cơ tim. Các kỹ thuật PWI đều sử dụng chất tương phản từ gadolilium và có cùng nguyên lý là đánh giá cường độ tín hiệu của chất tương phản từ trong một đơn vị thể tích mô (voxel) theo thời gian (ví dụ ml/gram/sec). Tuy vậy, có một chút khác biệt về nguyên lý kỹ thuật tạo ảnh PWI ở các cơ quan đích khác nhau như tim, não, phổi, thận do sự khác nhau về đặc điểm sinh học tưới máu mô của các cơ quan này. Ví dụ, trong đánh giá tưới máu cơ tim thì PWI được thực hiện bằng các chuỗi xung có tương phản T1W GRE 2D, theo chu chuyển tim, dưới định vị của điện tâm đồ (ECG). Hoặc đối với tưới máu phổi, thận thì được thực hiện bằng các chuỗi xung có tương phản T1W GRE 3D. Đối với tưới máu não thì thường sử dụng chuỗi xung có tương phản T2W* 2D hoặc 3D EPI. Trong khuôn khổ tài liệu này, chúng tôi chỉ giới thiệu về nguyên lý của PWI trong đánh giá tưới máu não.

a. PWI đánh giá tưới máu phổi. b. PWI đánh giá tưới máu thận. c. PWI tưới máu cơ tim.

Như chúng ta đã biết, hầu hết các chất tương phản từ (thuốc đối quang từ) hiện nay đều sử dụng tương phản T1. Tuy nhiên, đối với hệ thần kinh trung ương do tác dụng của hàng rào máu-não (blood-brain barier) thì hầu hết các chất tương phản từ được giữ ở trong lòng mạch, chỉ có một lượng rất nhỏ (khoảng 3-5%) có thể khuếch tán qua hàng rào máu não bình thường để vào khu vực gian bào. Do vậy, nếu sử dụng tương phản T1W để tạo ảnh thì sẽ không thể đánh giá được mức độ tổn thương của nhu mô não ở giai đoạn sớm. Tương phản T2W* có xu hướng tối ưu về thư duỗi T2, được hình thành do sự không đồng nhất từ trường tại vùng khảo sát (xem lại thư duỗi T2), do đó được dùng để đánh giá sự khác biệt về nồng độ của các chất tương phản từ ở trong và ngoài lòng mạch. Nói cách khác, sử dụng tương phản T2W* để đánh giá mức độ suy giảm tín hiệu từ dịch (máu) trong lòng mạch đến dịch ngoài lòng mạch. Để thực hiện được việc đánh giá tương phản từ của nhu mô não theo thời gian, cần sử dụng các chuỗi xung chụp nhanh (GRE), góc lệch FA nhỏ (10-20o), TR ngắn (<30ms) và TE đủ dài (>20ms) để tăng tương phản T2*. Hiện nay PWI thường được thực hiện bởi kỹ thuật tạo ảnh GRE EPI (echo planar imaging), cho phép thực hiện nhiều lớp cắt trong cùng một thời điểm, với thời gian cho mỗi lần tạo ảnh <2 giây.

Trong nhu mô não bình thường, sau thời điểm bão hòa chất tương phản từ (thường là sau khi tiêm bolus khoảng 20s) thì nhu mô não bắt đầu đi vào trạng thái suy giảm tín hiệu (signal drop), trở về trạng thái ban đầu, trong đó chất xám có tốc độ suy giảm nhanh và rõ rệt hơn chất trắng, trên hình ảnh PWI sẽ thấy chất xám giảm tín hiệu hơn so với chất trắng. Trong nhu mô não bệnh lý (nhồi máu não), có một lượng nhỏ chất tương phản từ vượt qua hàng rào máu não vào khoảng gian bào, dẫn đến mức độ suy giảm tín hiệu của nhu mô não tổn thương chậm hơn nhu mô não bình thường, đồng thời xóa mờ sự khác biệt về cường độ tín hiệu của chất trắng và chất xám.

Sau khi thực hiện đánh giá tưới máu, một bước quan trọng tiếp theo là xử lý dữ liệu của chuỗi xung PWI. Đây là công việc hết sức quan trọng, ngoài việc hiển thị rõ ràng các vùng tổn thương so với vùng nhu mô não lành còn cho phép đánh giá chính xác mức độ cũng như khả năng phục hồi của tổn thương (trong nhồi máu não cấp). Chúng ta đã biết rằng sau khi thuốc đối quang từ đã thoát ra khỏi hệ thống mao mạch sẽ dẫn đến sự suy giảm cường độ tín hiệu theo thời gian (signal-time course) của nhu mô não bình thường, trong đó mức độ suy giảm cường độ tín hiệu của chất xám diễn ra nhanh và mạnh hơn chất trắng.

Trong cùng một vùng quan tâm ROI (region of interest), nồng độ thuốc đối quang tur của nhu mô não theo thời gian C(t) được tính theo công thức C(t) – In(St/So). Trong đó == St là cường độ tín hiệu của nhu mô não tại thời điểm “t” sau tiêm thuốc đối quang từ, So là cường độ tín hiệu của nhu mô não tại thời điểm trước tiêm thuốc đối quang từ. Từ công thức trên sẽ thấy được mức độ biến đổi cường độ tín hiệu (St/So) của nhu mô não bình thường (bao gồm cả chất trắng và chất xám) theo thời gian.

Trên cơ sở đồ thị biểu diễn sự tương quan giữa nồng độ thuốc đối quang từ trong một đơn vị thể tích nhu mô não thay đổi theo thời gian, bằng các công thức toán học người ta tính được các chỉ số đánh giá tưới máu nhu mô não, bao gồm:

CBV (cerebral blood volume): chỉ số này cho biết tổng thể tích tưới máu trong một đơn vị thể tích nhu mô não theo thời gian. Bản chất toán học của chỉ số này chính là diện tích dưới đường cong trong.

MTT (mean transit time): cho biết thời gian trung bình mà một đơn vị thể tích nhu mô não duy trì nồng độ thuốc đối quang từ cao nhất.

CBF (cerebral blood flow): được tính trực tiếp từ tỷ số giữa CBV và MTT (CBV/ MTT). Chỉ số này cho biết lưu lượng dòng chảy của máu qua một đơn vị thể tích nhu mô não trong một đơn vị thời gian.

TTP (time to peak): thời gian kể từ khi tiêm đến khi nồng độ thuốc đối quang quang từ trong vùng nhu mô não khảo sát ROI đạt được giá trị lớn nhất.

a. Minh họa chỉ số CBV. b. Minh họa chỉ số MTT. c. Minh họa chỉ số TTP.

Về mặt toán học, các chỉ số CBV, MTT chính là diện tích của đường cong đồ thị hàm số F(t) = C(t) = – In(St/So), được tính toán bằng phép tính tích phân, kết quả thu được không hoàn toàn chính xác như phép tính diện tích của hình vuông hay hình chữ nhật. Do vậy trong một số tài liệu người ta thường sử dụng rCBV, rMTT có nghĩa là tương đối (relative). Điều này chỉ đơn thuần về mặt thuật ngữ, không có sự khác biệt trong thực hành lâm sàng.

Tiếp theo trong công việc xử lý dữ liệu là lập bản đồ mã hóa từ những chỉ số đã đề cập ở trên để có thể bộc lộ chính xác được tổn thương. Chúng ta không thể đo đạc tỉ mẩn từng mẫu ROI cho toàn bộ nhu mô não trong vùng khảo sát để lập bản đồ mã hóa mầu mà chúng ta chỉ tập trung vào đánh giá những vùng nghi ngờ có tổn thương, được chi phối bởi một nhánh động mạch cấp máu nào đó. Do vậy chúng ta cần biết đến khái niệm AIF (arterial input function), tạm dịch là động mạch trong vùng khảo sát. Trong một lớp cắt, chúng ta có nhiều động mạch và trong mỗi động mạch lại có nhiều đoạn, vậy để lập được bản đồ mã hóa mầu cho các lớp cắt thì đơn vị thể tích ảnh voxel của AIF cần đảm bảo 3 tiêu chuẩn là: (1) vùng suy giảm tín hiệu lớn nhất trên đồ thị phải rộng hơn. (2) TTA ngắn hơn và (3) MTT nhỏ hơn so với nhu mô não xung quanh. Trên thực hành, chúng ta thường lựa chọn AIF là động mạch não giữa (middle cerebral artery).

a. Bản đồ mã hóa TTP. b. Bản đồ mã hóa CBV. c. Bản đồ mã hóa CBF. d. Bản đồ mã hóa MTT.

Ngoài ra, trong PWI có một tham số hết sức quan trọng ảnh hưởng đến kết quả tính toán các chỉ số đánh giá tưới máu não đó là liều lượng chất tương phản từ (thuốc đối quang từ) được sử dụng. Trong thực tế thì không thể đưa ra một liều lượng cố định cho tất cả các trường hợp, vì mức độ suy giảm tín hiệu (signal drop) trong một đơn vị thể tích ảnh voxel khảo sát không chỉ phụ thuộc vào nồng độ chất tương phản từ mà còn phụ thuộc vào cường độ từ trường tĩnh Bo và tương phản T2W của chuỗi xung được áp dụng (FLASH hay EPI). Tuy nhiên, người ta thấy rằng tính liều lượng thuốc đối quang từ theo thể trọng là tối ưu nhất. Đối với hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ có từ lực 1.5T, sử dụng kỹ thuật tạo ảnh GRE EPI (kỹ thuật tạo ảnh PWI phổ biến nhất hiện nay) thì liều lượng tối ưu của thuốc đối quang từ là 0,2 mmol/kg thể trọng và được tiêm bolus qua bơm tiêm điện với tốc độ 3ml/s. Một số trung tâm sử dụng liều lượng nhỏ hơn 0,2mmol/kg thể trọng nhưng nhất thiết không được nhỏ hơn 0,1mmol/kg.

a. Xung DWI b. Bản đồ mã hóa CBV. c. Bản đồ mã hóa MTT

5. XUNG DIFFUSION WEIGHTED IMAGING .

Trong mô sinh học, các phân tử nước có một đặc tính di chuyển liên tục và ngẫu nhiên từ vị trí này sang vị trí khác theo nhiều hướng khác nhau và được gọi là chuyển động Brown hay hiệu ứng khuếch tán (diffusion effect). Diffusion weighte imaging (DWI) là chuỗi xung tạo ảnh cộng hưởng từ trong đó cường độ tín hiệu thu được do hiệu ứng khuếch tán của các phân tử nước trong mô sinh học quyết định. Hiệu ứng khuếch tán xảy ra ở cấp độ phân tử, do vậy sự thay đổi về hiệu ứng này cho phép đánh giá quá trình bệnh lý của mô sinh học ở giai đoạn rất sớm, đặc biệt là mô thần kinh.

Tạo ảnh DWI được thực hiện bằng cách sử dụng chuỗi xung EPI (echo planar imaging), trong đó có sử dụng một cặp xung Gradient khuếch tán được xen giữa một sóng RF 180° (H). Chúng ta xem lại trong kỹ thuật chụp mạch cộng hưởng từ PC-MRA có sử dụng một cặp Gradient mã hóa theo chiều dòng chảy lưỡng cực (bipolar). Tương tự vậy, trong DWI cũng sử dụng một cặp xung gradient mã hóa theo hiệu ứng khuếch tán để đo lường sự khuếch tán của các phân tử nước (proton) trong mô sinh học, trong đó Gradient khuếch tán thứ nhất gọi là “dephasing gradient” còn gradient thứ hai gọi là “rephasing gradient”.
Đầu tiên sử dụng xung RF 90° để chuyển toàn bộ Mo thành Mxy, sau đó sử dụng Gradient khuếch tán thứ nhất để làm cho các spin ở các khu vực khác nhau thì có mức độ khuếch tán khác nhau (dephasing). Tại thời điểm TE/2, sử dụng một sóng RF 180° để làm đảo ngược toàn bộ trạng thái tiến động của các spin, có tác dụng làm tăng độ nhạy tín hiệu thu được (sensitizing). Cuối cùng sử dụng Gradient khuếch tán thứ 2 để đưa các spin trở lại trạng thái cùng pha (rephasing) trước khi thu tín hiệu. Điều cần chú ý ở đây là trạng thái cùng pha chỉ diễn ra ở những spin không có chuyển động Brown (bị hạn chế khuếch tán). Như vậy, với những spin không bị hạn chế khuếch tán thì sẽ không phát tín hiệu echo mà chỉ có những spin bị hạn chế khuếch tán thì mới phát thu tín hiệu.

Như vậy, dựa trên nguyên lý tạo ảnh DWI chúng ta mang thể nói chung lại rằng các vùng mô sinh vật học nào mà những phân tử nước bị hạn chế phân tán thì sẽ nâng cao tín hiệu trên DWI. Ngược lại, các vùng mô sinh học nào mà những phân tử nước ko bị tránh khuếch tán, với thể vận động tự do sẽ tín hiệu sẽ giảm trên DWI. Cường độ tín hiệu khuếch tán thu được trên DWI được tính theo công thức Stejskal-Tanner:

Trong đó: So là cường độ tín hiệu thu được khi không có gradient khuếch tán; Y là hằng số hồi chuyển từ (42Mhz/T); D là hằng số khuếch tán của nước trong mô sinh học; e là hằng số toán học có giá trị khoảng 2,72; G là cường độ của gradient khuếch tán; 8 là thời gian áp dụng mỗi gradient khuếch tán; A là thời gian giữa hai gradient khuếch tán (dephasing gradient và rephasing gradient). Trong công thức rút gọn ở trên trên, chúng ta thấy giá trị b = Y2.G2.82.(A-8/3) được gọi là b-value (hay b-factor), có đơn vị tính giây/mm2 (s/mm3). Đây là tham số rất quan trọng trong tạo ảnh và phân tích DWI trong thực hành lâm sàng.

Tương phản của DWI không chỉ phụ thuộc vào đặc tính khuếch tán của phân tử nước trong mô sinh học (b-value) mà còn phụ thuộc vào So, trong đó bao gồm có tương phản T1,T2,PD, TE, TR. Do vậy, để loại bỏ các yếu tố tạo nên tương phản trong So nhằm đánh giá chính xác hiệu ứng khuếch tán của các phân tử nước trong mô sinh học, người ta đưa ra một tham số khác gọi là hệ số khuếch tán biểu kiến ADC (apparent diffusion constant) hay hệ số khuếch tán thực thụ. ADC không phải là một chuỗi xung mà chỉ đơn thuần là phép biến đổi toán học (D= ) để phân tích độc lập mức độ khuếch tán của các phân tử nước trên mỗi pixel. Giá trị trung bình của ADC trên mỗi pixel được theo thang xám (đen trắng) được gọi là bản đồ khuếch tán (ADC-map). Trong mô sinh học có tổn thương dẫn đến hạn chế khuếch tán sẽ tăng tín hiệu trên DWI và giảm tín hiệu trên ADC-map.

Khi b-value = 0 (S=So), cường độ tín hiệu thu được không có gradient khuếch tán.

– Khi b-value> 0 (S< So), cường độ tín hiệu thu được có gradient khuếch tán, b-value càng lớn thì tương phản thì khuếch tán (diffusion weighting) càng mạnh, các phân tử nước khuếch tán tự do sẽ càng suy giảm tín hiệu (dịch não tủy). ADC rất quan trọng trong đánh giá những tổn thương ở gian đoạn ổn định (mạn tính), khi mà có hệ số khuếch tán của mô tổn thương đã tăng trở lại.

a. Xung T2W FSE. b. T1W SE + Gd. c. DWI. d. ADC-map.

a. Xung T2W FSE. b. Xung T1W SE. c. Xung DWI. d. Xung ADC – map.

Hiện nay Difusion tensor imaging (DTI) hay còn gọi là MR Diffusion tractography là một trong những ứng dụng của DWI đang được triển khai rộng rãi nhằm lập bản đồ các đường dẫn truyền thần kinh trung ương. Bản chất của DTI là DWI 3D, trong đó ADC map được ghi nhận theo các gradient khuếch tán − x hoặc —y hoặc — z. Để hiểu vấn đề này, ta cần biết về các khái niệm khuếch tán đẳng hướng (isotropic diffusion) và khuếch tán không đẳng hướng (anisotropic diffusion). Khuếch tán đẳng hướng xảy ra khi khoảng cách di chuyển của các phân tử nước ở các hướng khác nhau là như nhau, ví dụ như sự khuếch tán của nước trong dịch não tủy, trong các nang thanh dịch. Khuếch tán không đẳng hướng xảy ra khi khoảng cách di chuyển của các phân tử nước theo các hướng khác nhau thì khác nhau, thường có ưu thế dịch chuyển theo một hướng nhất định, ví dụ như khuếch tán của các phân tử nước trong nhu mô não thường rất nhanh dọc theo sợi trục (axon) của các tế bào thần kinh (neuron) trong khi khuếch tán theo các hướng khác thì rất hạn chế.

Khi sử dụng các gradient khuếch tán để xác định đặc tính khuếch tán của nước, tùy thuộc vào sự tương quan về hướng của gradient khuếch tán với hướng khuếch tán của phân tử nước mà có thể xây dựng được bản đồ đường dẫn truyền của hệ thần kinh trung ương (các sợi trục axon).

Cùng với sự phát triển của rất nhiều hệ thống cộng hưởng từ với nhiều nhà cung cấp khác nhau, hàng loạt các chuỗi xung mới được xây dựng và ứng dụng, chỉ riêng việc ghi nhớ được tên các chuỗi xung này cũng là một vấn đề không đơn giản. Tuy vậy, về cơ bản chúng ta chỉ có 2 nhóm chuỗi xung là SE và GRE, các chuỗi xung khác chẳng qua chỉ là sự thay đổi và/hoặc phối hợp giữa 2 chuỗi xung này mà thôi.