HÌNH ẢNH CẮT LỚP MÃ HÓA TÍN HIỆU

1. HỆ THỐNG CHÊNH TỪ

Như chúng ta đã biết trong chụp cắt lớp vi tính (CT scanner), các lớp cắt được thực hiện bằng cách cho hệ thống bóng phát tia và cảm biến (detector) quay đồng tốc xung quanh người bệnh, sau đó tịnh tiến bàn để đưa người bệnh vào vùng phát tia. Bộ phận cảm biến sẽ đo mức độ hấp thụ tia X của cơ thể tại vùng được khảo sát và bộ xử lý trung tâm sẽ tái tạo hình ảnh. Như vậy về cơ bản, hình ảnh thu được ban đầu từ chụp cắt lớp vi tính chỉ là các lớp cắt ngang, vuông góc với trục cơ thể. Các lớp cắt đứng ngang (coronal) hoặc đứng dọc (sagital) là do phần mềm tái hiện mà thành.

Tạo ảnh CHT không dùng bóng phát tia, cơ thể người bệnh được đặt vào trong từ trường Bo. Vậy làm thế nào để có thể tạo được hình ảnh các lớp cắt chính xác tại khu vực muốn thăm khám? Không những chỉ cắt ngang, vuông góc với trục cơ thể mà lại có thể trực tiếp cắt theo mặt phẳng đứng ngang, đứng dọc hoặc theo bất cứ mặt phẳng nào khác mang độ chính xác cao?

Trong một từ trường tĩnh Bo đồng nhất, tần số cộng hưởng của mọi proton sẽ như nhau và sẽ cùng cộng hưởng với một sóng RF có tần số cộng hưởng đúng bằng tần số Larmor. Nếu để như vậy thì chúng ta sẽ không thể chọn được một lớp cắt ở vị trí cần thăm khám. Do vậy trong các máy chụp CHT, người ta sử dụng các hệ thống chênh từ (gradient coils) để tạo ra sự chênh lệch từ trường đồng đều theo một hướng nhất định. Bộ phận chênh từ sẽ thêm vào hoặc bớt đi cường độ từ trường tĩnh Bo ban đầu để hình thành nột từ trường Bo mới dạng hình chêm, trong đó phần đáy hình chêm có cường độ từ trường lớn nhất, sau đó giảm dần (tuyến tính) đến vị trí đỉnh hình chêm là nơi có cường độ từ trường yếu nhất.

Do có sự chênh từ mà tần số cộng hưởng (Larmor) của các lớp proton cũng sẽ thay đổi tuần tự dọc theo trục cơ thể, tại một lớp cắt ngang thì có tần số cộng hưởng riên, không trùng với tần số cộng hưởng của các lớp cắt lân cận. Lúc này, nếu muốn lấy tín hiệu ở vị trí lớp cắt nào thì sử dụng một sóng RF có tần số đúng bằng tần số cộng hưởng của lớp cắt đó để kích thích vào vùng muốn khảo sát. Kết quả là chỉ có các proton nằm trong lớp cắt có tần số cộng hưởng với tần số của RF phát tín hiệu cộng hưởng từ và được ghi lại để tạo ảnh. Proton trong các lớp cắt lân cận sẽ không phát tín hiệu do không trùng tần số với RF. Với một sóng RF cho trước, mức độ chênh từ càng lớn thì sẽ tạo ra lớp cắt càng mỏng.

1.1. Mã hóa không gian

Trong phần chênh từ (gradients) chúng ta đã biết làm thế nào để lựa chọn được vị trí và độ dày của lớp cắt. Bây giờ chúng ta sẽ đặt vấn đề tiếp theo là trong mỗi lớp cắt đó, làm thế nào để xác định được vị trí tín hiệu của các spin. Lấy ví dụ trực quan hơn, trên một lớp cắt qua gan làm sao chúng ta định vị được các cấu trúc giải phẫu trong gan. Để giải quyết vấn đề này, mỗi điểm ảnh pixel được mã hóa trong không gian 2 chiều (spartial endcoding). Một chiều được mã hóa theo trạng thái pha của các spin gọi là gradient mã hóa pha (phase encoding gradient), chiều còn lại được mã hóa theo tần số cộng hưởng gọi là gradient mã hóa tần số (frequency encoding gradient). Gradient mã hóa pha và gradient mã hóa tần số là hai thành phần thông tin cần có để tạo nên một tín hiệu ảnh của spin, gọi là voxel (đơn vị ảnh thể tích). Các voxel ghép lại với nhau tạo thành một hình ảnh cộng hưởng từ. Tương tự như trong mặt phẳng tọa độ (oxy), tung độ – ox và hoành độ – oy kết hợp lại để tạo nên một điểm tọa độ (x , y).

1.2. Gradient mã hóa tần số

Gradient mã hóa tần số được quy chiếu theo trục chênh từ Gradient – X, với chiều từ trái sang phải. Gradient – X tạo ra sự chênh từ trường có cường độ giảm dần từ trái sang phải, tương ứng với đó là tần số cộng hưởng (tần số Larmor) cũng sẽ giảm dần, làm cho các spin ở phía bên trái tiến động nhanh hơn các spine ở phía bên phải.

2. NHIỄU TỪ VÀ CÁC YẾU TỐ ẢNH HƯỞNG

2.1. Chỉ số nhiễu từ SNR

Trong các phần trước chúng ta đã tìm hiểu về cách tạo ra tín hiệu cộng hưởng từ cũng như cách thu tín hiệu và chuyển đổi tín hiệu đó thành ảnh cộng hưởng từ . Một yếu tố quan trọng khác là những yếu tố nào ảnh hưởng đến tín hiệu cộng hưởng từ mà chúng ta thu được , hay nói các khác chúng ta đề cập đến khái niệm nhiễu từ và các yếu tố ảnh hưởng . Cần lưu ý rằng khái niệm nhiễu từ ( noise ) không đồng nghĩa với khái niệm nhiễu ảnh ( artifacts ) . Nhiễu từ là đề cập đến tín hiệu chúng ta thu được bị ảnh hưởng như thế nào , còn nhiễu ảnh là đề cập đến ảnh cộng hưởng từ mà chúng ta nhìn thấy bị ảnh hưởng như thế nào . Để cụ thể hóa khái niệm nhiễu từ , người ta đưa ra một thông số gọi là tỷ số nhiễu từ SNR ( signal – to – noise ratio ) . Về phương diện toán học , SNR là tỷ số giữa cường độ tín hiệu của một vùng mẫu và cường độ tín hiệu ở một vùng bên ngoài khu vực tạo ảnh ( background ) . Đơn vị tính SNR là decibel ( dB ) .

Cường độ tín hiệu vùng mẫu ROI (region of interest) được thực hiện tại lớp cắt có bộ phận cần khảo sát. Cường độ tín hiệu vùng bên ngoài được lấy ở vùng không có tổ chức khảo sát, ví dụ trong không khí nằm phía trước người bệnh. Trong tạo ảnh cộng hưởng từ, tỷ số nhiễu từ càng cao thì chất lượng hình ảnh càng tốt. Tỷ số nhiễu từ phụ thuộc vào nhiều yếu tố, bao gồm độ dày lớp cắt, Bandwidth, FOV, Matrix, NEX, TR, TE, góc lệch, cường độ từ trường Bo, RF coils.

2.2. Các yếu tố ảnh hưởng đến SNR

2.2.1. Pixel, Volxel, Matrix

Như đã đề cập trong phần k-space, matrix (ma trận) là một mạng lưới các ô nhỏ được tạo thành từ các hàng và các cột kết hợp với nhau. Mỗi ô trong ma trận gọi là một pixel (đơn vị ảnh) ấn định thông tin về cường độ tín hiệu thu được. Mỗi pixel của hình ảnh cộng hưởng từ sẽ cung cấp các thông tin tương ứng với một volxel (đơn vị thể tích ảnh) trong không gian 3 chiều. Kích thước của mỗi volxel sẽ quy định độ phân giải không gian của hình ảnh. Kích thước của volxel càng nhỏ thì độ phân giải của ảnh cộng hưởng từ càng cao. Đơn vị tính của ma trận là số lượng đơn vị ảnh theo hàng và cột. Ví dụ khi nói ma trận 256×128 thì có nghĩa là ma trận này có 256 đơn vị ảnh cho mỗi hàng và 128 đơn vị ảnh cho mỗi cột, tổng số đơn vị ảnh sẽ là 32.768

2.2.2. FOV (trường nhìn)

FOV (field of view) là diện tích của vùng thăm khám, tức là khu vực quan sát khi thực hiện thăm khám. Đơn vị tính của FOV là milimettre (mm). Khái niệm này còn được sử dụng trong nhiều kỹ thuật hình ảnh khác như chụp CT.scanner, chụp mạch số hóa xóa nền DSA. Có một sự tương quan chặt chẽ giữa FOV, Matrix và SNR. Kích thước của pixel được tính bằng kích thước tương ứng của FOV chia cho kích thước Matrix. Nói cụ thể hơn, kích thước ngang (theo trục mã hóa tần số) của pixel được tính bằng kích thước ngang của FOV chia cho kích thước ngang của ma trận. Tương tự, kích thước dọc (theo trục mã hóa pha) của pixel được tính bằng kích thước dọc của FOV chia cho kích thước dọc của Matrix. Khi kích thước Matrix không thay đổi thì FOV sẽ quyết định kích thước của các pixel. Tức là FOV càng lớn thì pixel càng lớn và ngược lại nếu FOV càng nhỏ thì pixel càng nhỏ. Khi FOV không thay đổi, thì Matrix sẽ quyết định độ phân giải của hình ảnh, tức là Matrix càng lớn thì độ phân giải không gian của hình ảnh càng cao.

Từ những điều trình bày ở trên có thể kết luận rằng, Matrix càng lớn thì độ phân giải không gian của hình ảnh càng tốt. Tuy nhiên nếu tăng Matrix lên thì thời gian cắt lớp (scan time) cũng tăng lên tương ứng, mà thời gian cắt lại là một trong những yếu tố quan trọng nhất, quyết định hiệu quả kinh tế của mỗi hệ thống máy tạo ảnh cộng hưởng từ. Trong thực tế, chúng ta có thể áp dụng một thủ thuật để tăng Matrix nhưng vẫn đảm bảo thời gian cắt có thể chấp nhận được đó là áp dụng kỹ thuật tạo FOV hình chữ nhật (rectangular field of view), tức là làm giảm FOV theo chiều dọc (trục mã hóa pha). Cơ sở của thủ thuật này là do độ phân giải không gian của ảnh được quy định bởi Matrix theo trục mã hóa tần số (trục ngang) trong khi thời gian cắt lại được quyết định bởi Matrix theo trục mã hóa pha (trục dọc). Việc giảm kích thước Matrix theo trục dọc do đó sẽ giảm thời gian cắt mà không giảm độ phân giải không gian. Khi áp dụng kỹ thuật FOV hình chữ nhật này, sẽ tăng khả năng tạo nhiễu ảnh che phủ xung quanh (wraparound artifact) do tín hiệu từ ngoài vùng FOV theo trục mã hóa pha sẽ dội trở lại hình ảnh ở một vị trí nào đó. Kỹ thuật FOV này thường chỉ áp dụng cho chụp cộng hưởng từ cột sống, chụp các chi hoặc chụp mạch máu.

2.2.3. Độ dày lớp cắt

Để tối ưu hóa độ tương phản hình ảnh cộng hưởng từ, chúng ta luôn muốn làm thế nào để có độ dày lớp cắt mỏng và tỷ số nhiễu từ cao. Tuy nhiên, độ dày lớp cắt mỏng hơn thì sẽ có ít spin trong lớp cắt tham gia tạo tín hiệu hơn, sẽ có nhiều nhiễu từ hơn. Nhiều nhiễu từ hơn thì sẽ lại làm giảm tỷ số nhiễu từ SNR. Ngược lại, độ dày lớp cắt dầy hơn sẽ có nhiều spin tham gia tạo tín hiệu hơn, nhiễu từ sẽ ít hơn, tuy nhiên khi lớp cắt dầy sẽ làm tăng nhiễu ảnh do hiệu ứng thể tích riêng phần (partial volume effect). Do vậy, việc lựa chọn độ dày lớp cắt và một tỷ số nhiễu từ thích hợp sẽ tối ưu hóa độ tương phản của hình ảnh.

2.2.4. Bandwidth

Bandwidth (băng thông) là một dải tần số cụ thể, có đơn vị tính là Hert (Hz). Trong tạo ảnh cộng hưởng từ có 2 khái niệm về Bandwidth là receiver Bandwith (băng thông tiếp nhận tín hiệu đến) và transmit Bandwidth (băng thông truyền tín hiệu đi).

Transmit Bandwith chính là dải tần số của sóng RF kích thích vào gradient chênh từ để chọn lớp cắt. Băng thông này ảnh hưởng trực tiếp đến độ dày lớp cắt.

Receiver Bandwidth (rBW) là dải tần số dùng để thu tín hiệu echo phát ra từ các spin trong gradient mã hóa tần số (Gradient-X). rBW thường được cài đặt mặc định phù hợp sẵn trong các chuỗi xung và có thể được thay đổi, hiệu chỉnh lại trong khi tạo ảnh. Khi sử dụng rBW rộng sẽ cho phép thu nhận tín hiệu được nhanh hơn và giảm thiểu được hiện tượng nhiễu ảnh do chemical-shift (chuyển dịch mô). Tuy nhiên, khi rBW rộng sẽ có nhiều nhiễu từ hơn, tỷ số nhiễu từ SNR cũng sẽ giảm theo. Khi sử dụng rBW hẹp quá thì sẽ tăng hiện thượng nhiễu ảnh do chemical-shift và nhiễu ảnh do chuyển động (motion artifacts). Như vậy, rBW ảnh hưởng trực tiếp đến tỷ số nhiễu từ SNR. Việc lựa chọn rBW sao cho tối ưu nhất còn phụ thuộc vào từng thăm khám cụ thể, bởi mỗi kỹ thuật thăm khám sẽ có những đặc điểm riêng, có những loại nhiễu ảnh riêng.

2.2.5. Interslice-gap

Interslice-gap (Gap) là khoảng trống nằm giữa 2 lớp cắt liền kề nhau. Đối với chuỗi xung Spin echo, nếu chọn Gap có giá trị lớn thì, có thể bỏ sót các tổn thương nhỏ nằm giữa hai lớp cắt. Còn nếu chọn Gap quá nhỏ, hai lớp cắt nằm sát nhau sẽ dẫn đến hiện tượng “cross-talk”, tức là khi RF kích thích các spin trong lớp cắt này thì cũng sẽ kích thích một số spin nằm trong lớp cắt bên cạnh, tín hiệu cộng hưởng từ thu được lúc này sẽ nhiễu, tức là SNR giảm. Thông thường, giá trị Gap tối ưu cho các chuỗi xung Spin echo thường là 25-50% bề dày lớp cắt. Đối với chuỗi xung Gradient echo thì lại khác, các lớp cắt được thực hiện liên tiếp nhau, không có Gap.

2.2.6. NEX

NEX (number of excitaions) is also known as NSA (number of acquisitions or number of signal average).

NEX cho biết số lần một tín hiệu được ghi lại từ một lớp cắt, nói cách khác NEX chính là số lần dữ liệu trên mỗi đường thuộc k-space được sử dụng trong thời gian tạo ảnh. Tỷ số nhiễu từ SNR tỷ lệ thuận với căn bậc 2 của NEX, tức là Khi NEX tăng gấp đôi thì SNR tăng lên khoảng 1,4 lần (căn bậc hai của 2). Tuy vậy khi đó thời gian cắt lớp cũng sẽ tăng lên tuyến tính cùng với NEX.

2.2.7. Cường độ từ trường

Cường độ từ trường Bo tăng lên thì sự chênh lệch năng lượng AE giữa các nhom spin năng lượng thấp và nhóm spin năng lượng cao sẽ tăng lên, dẫn đến vector từ hóa dọc Mz cũng sẽ tăng lên và kết quả là sẽ làm tăng SNR.

2.2.8. RF coils

RF coils là bộ phận truyền sóng RF để kích thích các spin trong từ trường Bo, đồng thời cũng là bộ phận thu nhận tín hiệu echo hoàn trả từ các spin sau khi bị kích thích. Một số hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ sử dụng coils thu nhận tín hiệu Echo độc lập với coils truyền sóng RF. Trên phương diện lý thuyết cũng như thực tế, coils được đặt càng sát với khu vực cần tạo ảnh càng tốt, khi đó SNR sẽ tăng lên. Có rất nhiều loại Coils được thiết kế với mục đích ứng dụng khác nhau, có thể chia làm một số nhóm là Volume coils (coils thể tích), Surface coils (coils bề mặt), Intracavity coils (coils trong cơ thể) và Phase-array coils (coils lắp ghép). Chú ý không nhầm lẫn với hệ thống Gradient coils là hệ thống coils tạo ra sự chênh từ.

Volume coils: Loại coil này có thể chỉ dùng để nhận tín hiệu echo hoặc kết hợp với truyền sóng RF. Volume coils thường được thiết kế ôm quanh bộ phận cơ thể cần tạo ảnh. Có 3 dạng volume coils thường được ứng dụng là saddle-coils (coils dạng yên ngựa), birdcage-coils (coi dạng lồng chim) và body-coils (coils ôm thân).

Surface coils: Hầu hết các surface coils chỉ đảm nhiệm chức năng thu nhận tín hiệu chứ không kết hợp thêm chức năng phát sóng RF. Surface coil phải dựa vào body coil để phát sóng RF và thường được áp dụng cho các cấu trúc giải phẫu nhỏ.

Intracavity coils: Là những loại coil được thiết kế đặc biệt để đưa vào trong các khoang, hốc tự nhiên trong cơ thể để có thể tiếp cận được tổ chức cần tạo ảnh một cách gần nhất. Thường gặp là coils đặt trong trực tràng, âm đạo.

Phase-Array coils: Phase-array coils là sự kết hợp đồng bộ của nhiều coils thành phần, được đấu nối theo thể thức song song (parallel) hoặc thể thức theo nhóm (series) trong đó mỗi coils thành phần cung cấp tín hiệu cho một bộ phận tiếp nhận riêng biệt.

Thông tin thu nhận được từ các coi thành phần sẽ được máy tính kết hợp lại tạo thành hình ảnh. Phase-array coils mang lại cường độ tín hiệu mạnh, đồng nhất, tạo ra chất lượng ảnh có độ phân giải cao và cho phép thăm khám trên một diện rộng.

3.HỆ THỐNG MÁY CHỤP CỘNG HƯỞNG TỪ.

3.1. Tổng quan

Một hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ hoàn chỉnh có rất nhiều đơn vị được kết nối với nhau để cấu thành, bao gồm:

– Hệ thống tạo từ trường tĩnh: tạo ra từ trường Bo đủ lớn.

-Hệ thống chênh từ Gradient (X, Y, Z): tạo ra sự chênh lệch từ trường để chọn lớp cắt.

– Hệ thống cảm ứng tín hiệu siêu nhậy (RF coils): thu nhận và khuếch đại tín hiệu echo phát ra từ các spin. Có thể được kết hợp với chức năng phát sóng kích thích RF.

-Hệ thống máy tính: gồm nhiều máy tính như quản lý hệ thống gradient và cắt lớp (control computer), quản lý chương trình tạo ảnh (array computer), lưu trữ và quản lý hình ảnh (image archive computer) và máy tính trung tâm kết hợp tất cả hệ thống, bao gồm cả các thiết bị ngoại vi (host computer).

– Các thiết bị ngoại vi: bàn đặt người bệnh, máy theo dõi điện tâm đồ (ECG), máy theo dõi nhịp thở (trigger), máy làm mát cho nam châm, trạm xử lý hình ảnh (workshop), máy in phim, hệ thống lưu trữ và kết nối hình ảnh PACS (picture archiving and communication system).

3.2. Nam châm

Nam châm là hệ thống tạo ra từ trường tĩnh Bo. Trong tạo ảnh cộng hưởng từ ứng dụng trong y học, cường độ từ trường (từ lực) của Bo được sử dụng từ 0.1 đến 3 Testla. Hiện nay có những máy tạo ảnh cộng hưởng từ có từ lực 5 hoặc 7 Testla nhưng còn giới hạn trong nghiên cứu (in vivo).

Một yêu cầu đặt ra đối với các nam châm là tạo được từ lực đủ lớn nhưng phải đồng nhất trong toàn bộ trường thăm khám. Hiện nay có 3 loại nam châm đã được ứng dụng là nam châm điện trở (resitive magnet), nam châm vĩnh cửu (permenant magnet) và nam châm siêu dẫn (superconducting magnet).

3.2.1. Nam châm điện trở

Nam châm điện trở sử dụng dòng điện chạy qua các cuộn dây dẫn để tạo ra từ trường. Để tăng cường độ từ trường cần phải tăng cường độ dòng điện chạy qua dây dẫn, dẫn đến phải tăng hiệu điện thế giữa 2 đầu dây dẫn, tăng đường kính dây dẫn. Mà hiệu điện thế giữa hai đầu dây dẫn, cường độ dòng điện chạy qua dây dẫn hoặc thiết diện cắt ngang dây dẫn chỉ có thể tăng đến một giới hạn cho phép do các yếu tố kỹ thuật như nguy cơ cháy nổ, chi phí sản xuất và vận hành, kích thước cuộn dây…Đặc biệt, một yếu tố chính hạn chế loại nam châm này sẽ chính là nhiệt lượng tỏa ra trong từ dây dẫn khi tăng cường độ dòng điện. Nhiệt độ dây dẫn tăng lên, ngoài nguy cơ cháy nổ, lại làm tăng điện trở của dây dẫn, tác động ngược trở lại làm cản trở cường độ dòng điện, tạo thành một vòng luẩn quẩn. Do vậy, từ lực tối đa của nam châm điện trở là 0.3T.

Nam châm này có một ưu điểm là khi có sự cố xảy ra, có thể ngắt hoàn toàn từ trường của nam châm bằng cách ngừng cấp điện mà không làm hư hại gì cho hệ thống.

3.2.2. Nam châm vĩnh cửu

Nam châm vĩnh cửu tạo ra từ trường bằng cách sử dụng một khối sắt có từ tính (ferromagnetic), không cần đến nguồn điện cấp từ bên ngoài. Từ lực tối đa mà nam châm vĩnh cửu có thể tạo ra là 0,5T. Nhược điểm của nam châm vĩnh cửu là quá nặng, có thể tới 20 tấn, do khối sắt từ tính cần phải rất lớn. Mức độ đồng nhất của từ trường không tốt vì việc chế tạo một khối sắt lớn mà lại phải đồng nhất là điều không đơn giản. Ngoài ra, từ lực từ nam châm vĩnh cửu có thể bị thay đổi bởi nhiệt độ bên ngoài.

3.2.3. Nam châm siêu dẫn.

Đây là loại nam châm có nguyên lý gần tương tự như nam châm điện trở, tức là từ trường được tạo ra bằng cách do dòng điện chạy qua dây dẫn. Điểm khác biệt ở đây là các cuộn dây dẫn được chế tạo từ hợp kim niobium – titanium (Nb-Ti) có điện trở thấp và rất trơ trong mọi điều kiện. Các cuộn dây dẫn này lại được đặt trong môi trường làm lạnh bằng helium hóa lỏng ở nhiệt độ âm gần như tuyệt đối (4° Kelvin hoặc – 269°C), khi đó điện trở của dây dẫn có giá trị bằng không, gọi là trạng thái siêu dẫn (superconducting). Kết quả là cường độ dòng điện đi qua lớn nhất, nhiệt lượng tỏa ra thấp nhất, độ ổn định và tính đồng nhất của từ trường tạo ra cũng ở mức tối ưu.

Hiện nay, từ lực tối đa mà nam châm siêu dẫn có thể tạo ra là 18T. Một số nhược điểm của loại nam châm này là helium hóa lỏng có thể bay hơi dẫn đến nhiệt độ làm lạnh không đảm bảo cho trạng thái siêu dẫn hoặc việc tắt hệ thống nam châm này một cách an toàn là không hề đơn giản, đặc biệt là khi có sự cố.