PHẦN 7: CÁC LOẠI THUỐC TƯƠNG PHẢN TỪ

Cũng như thuốc cản quang, thuốc tương phản từ hiện đã được sử dụng rất phổ biến trong lĩnh vực chụp hình cộng hưởng từ. Do vậy, những kiến thức về các loại thuốc tương phản từ cùng cơ chế tác động của chúng sẽ giúp chúng ta biết sử dụng chúng một cách đúng đắn và hiệu quả. Trong phần này, chúng ta sẽ tìm hiểu chi tiết về các loại thuốc tương phản từ qua các nội dung cụ thể như sau:

  • Cơ chế tác động của thuốc tương phản từ
  • Thuốc tương phản ngoại bào
  • Thuốc tương phản đặc hiệu tế bào gan
  • Thuốc tương phản đặc hiệu hệ thực bào

1. CƠ CHẾ TÁC ĐỘNG CỦA THUỐC TƯƠNG PHẢN TỪ

Khi so sánh phim chụp cắt lớp điện toán (computed tomography) hay phim CT có tiêm thuốc cản quang với phim cộng hưởng từ có tiêm thuốc tương phản từ, chúng ta thấy chúng có rất nhiều điểm giống nhau, đặc biệt là độ tương phản giữa các mô trong cơ thể. Điều này thường dẫn đến sự ngộ nhận, cho rằng thuốc tương phản từ cũng có cơ chế tác động giống như thuốc cản quang, nghĩa là nó có khả năng “cản từ”. Thực tế không phải như vậy.

Theo nguyên tắc tạo hình trên phim, hình ảnh X quang quy ước và hình CT biểu thị mức độ hấp thu tia X của các mô cơ thể. Mô hấp thụ tia X càng nhiều, nghĩa là khả năng cản tia hay cản quang càng tốt, hình ảnh của mô trên phim càng trắng. Ngược lại, hình ảnh trên phim cộng hưởng từ biểu thị cường độ tín hiệu được phát ra từ mỗi mô sau khi được kích thích bằng từ trường. Cường độ tín hiệu của mô càng cao, hình ảnh trên phim của mô càng trắng. Như chúng ta đã biết, tín hiệu thu được trong phạm vi cộng hưởng từ y học chủ yếu là tín hiệu từ các proton của nước và mỡ có trong cơ thể. Thuốc tương phản từ, do tính chất thuận từ (paramagnetism) của mình, có tác động trực tiếp lên các proton xung quanh, làm thay đổi cường độ tín hiệu của các proton và vì vậy làm thay đổi độ tương phản của các mô trên phim. Nói cách khác, các thuốc này không hề có khả năng “cản từ” như cảm tưởng ban đầu của chúng ta.

Về mặt hóa học, các chất tương phản từ đa phần đều là các hợp chất có chứa một trong ba nguyên tố: gado (Gd), mangan (Mn) hoặc sắt (Fe). Gado là một nguyên tố thuộc nhóm đất hiếm trong bảng phân loại tuần hoàn. Các hợp chất chelate* của gado (Gd3+) là các thuốc tương phản từ được sử dụng phổ biến nhất hiện nay. Trong các hợp chất của mangan (Mn2+) hiện mới chỉ có mangafodipir trisodium hay Mn-DPDP (Manganese dipyridoxyl diphos- phate) được phép sử dụng. Riêng sắt được sử dụng dưới dạng các oxyt sắt (Fe2+, Fe3+) nhưng được bọc trong một lớp  vỏ dextran hoặc một hợp  chất polysaccharide.

Nhìn chung các thuốc tương phản đều dùng đường tiêm tĩnh mạch; một số ít được dùng bằng đường uống để khảo sát ống tiêu hóa. Chúng ta không thảo luận thuốc tương phản từ đường uống vì chúng ít phổ biến, một mặt do bản thân cộng hưởng từ hiện vẫn còn ít giá trị đối với đường tiêu hóa, mặt khác do các kỹ thuật “kinh điển” hơn như đối quang kép hay nội soi vẫn là những phương tiện rất có giá trị đối với các tổn thương ở đường tiêu hóa nhưng có chi phí rẻ hơn rất nhiều so với cộng hưởng từ.

*(chelate hay chélate là một cấu trúc hóa học dạng vòng có chứa một ion kim loại.)

chế cộng hưởng từ

Về mặt từ tính, các thuốc tương phản từ đều là các chất thuận từ mặc dù cũng có tài liệu phân loại chi tiết hơn thành các chất nhạy từ (superparamagnetic). Tuy nhiên do không có proton trong phân tử, các chất thuận từ không tạo ra tín hiệu cộng hưởng từ.

Dưới tác động của từ trường ngoài B0, các chất thuận từ bị từ hóa (nhiễm từ) và trở thành các từ trường tí hon. Với một nồng độ đủ cao, chất thuận từ làm cho từ trường cục bộ mạnh hơn. Từ trường cục bộ mạnh hơn này đã góp phần làm giảm thời gian hồi giãn dọc (T1) và thời gian hồi giãn ngang (T2) của mô.

Tuy nhiên, tùy thuộc vào từng loại thuốc tương phản từ cụ thể mà mức độ làm  giảm  T1  và  T2  của  chúng  khác  nhau.  Các  thuốc  làm  giảm  T1  nhiều thường được xem là chất tương phản “dương” vì chúng làm cho tín hiệu của mô tăng lên ở hình trọng T1. Ngược lại các thuốc làm giảm T2 nhiều được xem là chất tương phản “âm” vì chúng làm giảm tín hiệu của mô trên hình trọng T2.

Các khoang phân b

Để dễ hình dung quá trình tác động của chất tương phản từ sau khi được tiêm vào đường tĩnh mạch, chúng ta có thể xem như các dịch trong cơ thể được phân bố vào các khoang: nội mạch, gian bào, nội bào. Khoang nội mạch và gian bào có thể được gọi chung là khoang ngoại bào. Đối với khoang nội bào, trong nhiều trường hợp chúng ta cũng cần phân biệt giữa hệ lưới nội mô, hệ lympho và tế bào chủ mô của từng cơ quan vì một số thuốc tương phản từ có tính đặc hiệu đối với một số loại tế bào (xem bên dưới).

Tính đặc hiệu tế bào

Chế tạo các chất tương phản từ đặc hiệu với một loại tế bào nhất định rõ ràng là một ý tưởng rất thú vị, nhất là đối với các tế bào bất thường. Theo đây, chỉ cần sử dụng thuốc tương phản từ thích hợp, chúng ta có khả năng khẳng định được chẩn đoán, định vị nơi tổn thương với cả phạm vi, mức độ tổn thương.

Mặc dù đa số các thuốc tương phản từ hiện nay đều không có tính đặc hiệu tế bào mà chỉ hoạt động chủ yếu ở khoang ngoại bào (nội mạch và gian bào), người ta cũng đã chế tạo thành công một số thuốc khá đặc hiệu với tế bào gan hoặc hệ thực bào đơn nhân (mononuclear phagocytic system) như hệ lưới nội mô, các đại thực bào và hệ lympho. 

Tính chất dược động học

Về mặt dược động học, sau khi được tiêm vào mạch máu qua đường tĩnh mạch, các thuốc tương phản từ sẽ theo dòng máu trong tĩnh mạch về tim, qua phổi rồi trở lại tim để theo hệ thống động mạch tỏa đi khắp cơ thể. Ở các mô, qua hệ thống mao mạch, chất tương phản từ có thể khuếch tán vào khoảng gian bào. Ở đây có thể xảy ra ba tình huống:

  1. Nếu chất tương phản từ đặc hiệu với tế bào gan, nó có thể được bắt giữ rồi được thải vào đường mật, qua ruột và theo phân ra ngoài.
  2. Nếu chất tương phản từ đặc hiệu với hệ thực bào, nó sẽ bị bắt giữ và tiêu hủy tại đây (hệ lưới nội mô, hạch lympho, tủy xương).
  3. Tuy nhiên một lượng lớn thuốc cản từ vẫn ở nội mạch (hồ máu). Chúng nhanh chóng được lọc qua thận rồi đào thải ra ngoài. Cần chú ý rằng lượng chất tương phản từ ở khoang gian bào cũng sẽ dần dần khuếch tán ngược trở lại vào nội mạch rồi được đào thải ở thận.

Một điểm cần đặc biệt nhấn mạnh ở đây: mao mạch của hệ thần kinh và tinh hoàn không cho thuốc tương phản từ thấm qua. Nghĩa là khi không có tổn thương, hệ thần kinh và tinh hoàn không bắt thuốc tương phản từ. Đặc điểm này rất có ý nghĩa trong lĩnh vực chẩn đoán hình ảnh thần kinh: não và tủy sống chỉ bắt thuốc tương phản từ khi có tổn thương hàng rào máu-não.

2. THUỐC TƯƠNG PHẢN NGOẠI BÀO

Chúng ta đã biết rằng ngoại bào bao gồm nội mạch và gian bào. Các thuốc tương phản từ chỉ tồn tại ở khoang ngoại bào đều là các chelate gado, chẳng hạn gadopentetate dimeglumine (Magnevist), gadoteridol (Dotarem), vân vân. Sau khi được tiêm tĩnh mạch, chúng nhanh chóng lan tỏa vào toàn bộ khoang ngoại bào. Cuối cùng chúng sẽ được lọc qua thận và đào thải qua nước tiểu. Về mặt thời gian, chúng ta có thể chia quá trình lan tỏa này thành ba giai đoạn, gọi là ba thì: thì động mạch, thì hồ máu và thì ngoại bào.

Thì động mạch

Trong khoảng thời gian không quá 30 giây sau khi tiêm thuốc tương phản từ, chất tương phản tồn tại chủ yếu trong hệ thống động mạch. Vì thế, khoảng thời gian này được gọi là thì động mạch (arterial phase). Đây là khoảng thời gian cho phép đánh giá khả năng tưới máu của các mô.

Khi chụp thì động mạch, dấu hiệu chụp thành công là trên hình chỉ thấy động mạch tăng tín hiệu; rất ít hoặc không thấy tĩnh mạch. Nếu chụp vùng bụng, tụy, lách và vỏ thận đã bắt đầu có ngấm thuốc mặc dù có thể không đồng nhất; tủy thận và chủ mô gan hầu như chưa thấy có thuốc.

Về mặt chức năng, hình ảnh sớm của thì động mạch đánh giá các động mạch tốt nhất. Các hình ảnh muộn hơn biểu thị khả năng được tưới máu của các mô. Để có được các hình ảnh của thì động mạch, trong thực tế người ta sử dụng các chuỗi xung GRE có nhiễu phá (hai chiều hoặc ba chiều).

Thì hồ máu

Khoảng thời gian 30 giây tiếp theo sau thì động mạch được xem là thì hồ máu (blood pool phase), nghĩa là thì hồ máu thường không vượt quá một phút kể từ khi tiêm thuốc tương phản từ vào tĩnh mạch. Trong khoảng thời gian này, thuốc tương phản từ đã hòa trộn vào toàn bộ hệ thống mạch máu (động mạch, mao mạch, tĩnh mạch). Một phần thuốc cũng có thể đã bắt đầu đi vào các ống thận hoặc ngấm qua thành mao mạch để vào khoang gian bào.

Ở gan, thì hồ máu cũng được gọi là thì tĩnh mạch cửa (portal vein  phase), mặc dù chủ mô gan cũng bắt thuốc mạnh nhất ở thì này. Lý do là xấp xỉ hai phần ba lượng máu vào gan thông qua hệ thống tĩnh mạch cửa. Ngoài ra do có một lượng máu rất lớn trong các xoang gan nên trong thì này, các tổn thương kém tưới máu trong gan dễ dàng được phát hiện. Các tổn thương tăng tưới máu thường khó phát hiện hơn trong thì hồ máu do chúng có thể bắt thuốc gần bằng với chủ mô gan.

Thì ngoại bào

Mặc dù về lý thuyết, thì ngoại bào (extracellular phase) hay thì cân bằng (equilibrium phase) đã bắt đầu từ sau 1 phút kể từ khi tiêm thuốc vào tĩnh mạch thế nhưng trên thực tế, thời gian tốt nhất để chụp hình thì ngoại bào là sau 2 phút.

Đến thời điểm này, thuốc tương phản từ đã lan tỏa vào tất cả các khoang gian bào, ngoại trừ hệ thần kinh và tinh hoàn. Mức độ bắt thuốc trong thì ngoại bào thể hiện rất rõ ở các mô phù, vốn thường gặp trong các tổn thương u và viêm. Mô sợi cũng thường bắt thuốc mạnh trong thì ngoại bào do chúng có khoang gian bào lớn mặc dù khả năng tưới máu thường rất kém. Các tổn thương di căn thường cũng bắt thuốc rất mạnh vì cũng có khoang gian bào lớn.

Do toàn bộ chất tương phản đều được đào thải qua nước tiểu nên trong thì ngoại bào, chủ mô thận và đường niệu (đài bể thận, niệu quản, bàng quang) đều tăng tín hiệu.

Đối với não, đánh giá các tổn thương ở thì ngoại bào rất có giá trị. Ở khoảng thời gian này, lượng thuốc tương phản từ trong hồ máu đã giảm đáng kể. Mặt khác, do hàng rào máu-não của mô bình thường không cho thuốc tương phản thấm qua để vào khoảng gian bào nên các vùng tăng tín hiệu trong nhu mô não ở thì ngoại bào đều biểu thị cho tình trạng tổn thương hàng rào máu-não.

Về mặt kỹ thuật, chúng ta cần lưu ý hai điểm khi thực hiện chụp hình thì ngoại bào.

  1. Sự phân bố thuốc tương phản trong thì ngoại bào khá ổn định và kéo dài, do vậy các kỹ thuật chụp nhanh không còn quan trọng nữa.
  2. Xóa mỡ là một yêu cầu gần như bắt buộc vì mỡ có tín hiệu cao khiến chúng ta có thể không phân biệt được với mô bắt thuốc trong thì này. Tuy nhiên chúng ta lại không nên dùng chuỗi xung STIR để xóa mỡ. Do T1 của mô bắt thuốc bị ngắn lại dưới tác dụng của thuốc tương phản từ, việc sử dụng thời đảo TI ngắn trong chuỗi xung STIR có thể làm mất cả tín hiệu của mỡ lẫn của mô bắt thuốc.

4. THUỐC TƯƠNG PHẢN ĐẶC HIỆU TẾ BÀO GAN

Thuốc tương phản đặc hiệu tế bào gan có thể được chia thành hai nhóm: nhóm thứ nhất có chứa gado (Gd3+) và cũng là các chất chelate; nhóm thứ hai là một hợp chất của mangan (Mn2+).

Các chelate gado

Gắn thêm một cấu trúc thích hợp vào một loại chelate gado ngoại bào có thể khiến cho nó di chuyển qua được màng tế bào gan. Hai chất hiện được phép sử dụng trong lâm sàng là gadobenate dimeglumine (Gd-BOPTA) và gadoxetic acid disodium (Gd-EOB-DTPA).

Giống như các chelate gado hoạt động ngoại bào khác, các chelate đặc hiệu tế bào gan này cũng có tác dụng ngoại bào như đã thảo luận trong phần trước, vì vậy chúng cũng được lọc và thải qua thận. Tuy nhiên do khả năng được tế bào gan hấp thụ, chúng cũng được đào thải qua đường mật, vào ruột và theo phân ra ngoài.

Khoảng từ 5 đến 10 phút sau khi được tiêm vào tĩnh mạch, các thuốc tương phản từ sẽ phân bố qua đường mạch máu vào khoang ngoại bào và tế bào gan. Ở các phim muộn sau 30 phút, phần thuốc trong khoang ngoại bào hầu như đã được đào thải hết nên chủ yếu chúng chỉ còn trong tế bào gan, đường mật, ở phần đầu ruột non, và dĩ nhiên ở cả hệ thống góp của thận.

Hợp chất mangan

Chỉ có một hợp chất mangan được chấp thuận cho sử dụng trong lâm sàng là mangafodipir trisodium (Mn-DPDP). Thật ra chất tương phản này cũng có thể được bắt giữ bởi các mô có quá trình chuyển hóa ái khí như tụy, vỏ thận và một số mô khác nhưng hiện tại nó chỉ được dùng với mục đích chẩn đoán các tổn thương của gan.

4. THUỐC TƯƠNG PHẢN ĐẶC HIỆU HỆ THỰC BÀO

Khác với các chất tương phản từ đã thảo luận ở hai phần trước mà đa phần đều là các chelate gado, chất tương phản từ đặc hiệu hệ thực bào là các hạt nhỏ chứa một lõi oxyt sắt được bọc bên ngoài bằng một lớp vỏ dextran hoặc polysaccharide. Tên gọi chung cho các thuốc có kích thước hạt lớn là SPIO (superparamagnetic iron oxide) và cho các thuốc có kích thước hạt cực nhỏ là USPIO (ultrasmall superparamagnetic iron oxide). Nhìn chung các thuốc tương phản này đều bị bắt giữ và tiêu hủy bởi các tế bào hệ lưới nội mô có trong gan và lách, các đại thực bào, các hạch lympho và tủy xương. Hoạt tính sinh học của chúng phụ thuộc vào kích thước hạt và lớp vỏ polysaccharide bọc bên ngoài hạt.

Superparamagnetic Iron Oxide (SPIO)

Nhóm các chất tương phản SPIO, điển hình là ferumoxide (AMI-25), có kích thước từ khoảng 30 đến 1000 nm. Do có kích thước khá lớn nên sau khi được tiêm vào máu qua đường tĩnh mạch, chúng nhanh chóng bị thực bào và giảm nhanh nồng độ trong máu (bán hủy) trong khoảng thời gian không quá 60 phút. Khoảng 80% lượng thuốc bị bắt giữ bởi các tế bào Kuffer trong hệ lưới nội mô của gan; 20% còn lại bị bắt ở lách và tủy xương. Do vậy các thuốc SPIO rất hay được dùng để chẩn đoán các tổn thương của gan. Thời điểm được chọn để thực hiện chụp hình là 30 phút sau tiêm và có thể kéo dài đến 4 giờ.

Về tác dụng cộng hưởng từ, các thuốc SPIO có tác dụng làm giảm T2 mạnh hơn tác dụng làm giảm T1. Do vậy trên các hình trọng T2 hoặc T2*, mô gan bình thường giảm tín hiệu rõ rệt. Các hình trọng T1 dù hạn chế hơn nhưng vẫn có ích khi được chụp tại nhiều thời điểm cách nhau vài phút trong khoảng thời gian 10 phút sau tiêm để so sánh. Ở thời điểm vài phút sau tiêm, mô gan có tăng tín hiệu rồi giảm dần khi lượng thuốc trong máu giảm, bắt đầu khá rõ ở thời điểm 10 phút sau tiêm.

Do cũng có khả năng bị bắt giữ tại lách, hạch lympho và tủy xương nên thuốc SPIO cũng còn được sử dụng để chẩn đoán các tổn thương ở những nơi này tuy ít phổ biến trong lâm sàng.

Ultrasmall Superparamagnetic Iron Oxide (USPIO)

Mặc dù cùng nhóm với các thuốc SPIO, các thuốc USPIO có kích thước nhỏ hơn nhiều, thường dưới 10 nm. Nhờ kích thước siêu nhỏ này, chúng khó bị phát hiện hơn nên tốc độ bị bắt giữ bởi các tế bào hệ lưới nội mô tại gan và lách chậm hơn, nghĩa là chúng tồn tại trong máu lâu hơn (thời gian bán hủy dài hơn). Yếu tố này khiến cho các thuốc USPIO lan tỏa tốt hơn vào khoang gian bào. Cuối cùng tại các hạch lympho và tủy xương, chúng bị hệ thống thực bào tại đây bắt giữ và tiêu hủy.

Về đặc điểm cộng hưởng từ, các thuốc USPIO có tác dụng làm giảm T2 kém hơn so với các thuốc SPIO. Kết quả là tác dụng làm giảm T1 và T2 của các thuốc USPIO không còn khác biệt nhiều lắm. Nghĩa là chúng vừa làm tăng tín hiệu của mô đích trên hình trọng T1, vừa làm giảm tín hiệu của nó trên hình trọng T2.

Khả năng tồn tại khá lâu trong máu và tích tụ muộn tại hạch lympho và tủy xương của các thuốc USPIO đã được ứng dụng để chẩn đoán các tổn thương di căn hạch và tủy xương mặc dù cho đến hiện nay chúng vẫn chưa được phổ biến rộng rãi.

5. NHỮNG ĐIỂM CẦN GHI NHỚ

    • Hình ảnh CT sau tiêm thuốc cản quang và hình ảnh cộng hưởng từ sau tiêm thuốc tương phản từ trông có vẻ giống nhau và có thể làm cho chúng ta ngộ nhận rằng thuốc tương phản từ cũng có khả năng “cản từ”, tương tự như khả năng “cản quang” của thuốc cản quang.
    • Các thuốc tương phản từ được phép sử dụng đa số thuộc nhóm chelate ga Mangan chỉ có một hợp chất là Mn-DPDP. Sắt được dùng dưới dạng các oxyt sắt nhưng được bọc bằng một lớp vỏ dextran hoặc polysaccharide.
    • Các thuốc tương phản từ thường được dùng bằng đường tiêm tĩnh mạch và theo hệ thống mạch máu lan tỏa khắp cơ thể. Trong khoảng 30 giây đầu tiên sau tiêm, thuốc chủ yếu tồn tại trong các động mạch (thì động mạch). Trong khoảng 30 giây tiếp theo, thuốc đã lan tỏa khắp hệ thống mạch máu (thì hồ máu, thì tĩnh mạch cửa). Từ thời điểm 1 phút trở về sau, thuốc bắt đầu ngấm qua hệ thống mao mạch để vào khoang gian bào mặc dù vẫn tồn tại trong hệ thống mạch máu (thì ngoại bào). Mao mạch của hệ thần kinh và tinh hoàn không cho thuốc thấm qua trừ khi chúng bị tổn thương.
    • Về tính đặc hiệu tế bào, hầu hết các thuốc đều có tác dụng ngoại bào và không có tính đặc hiệu đối với bất kỳ loại tế bào nào. Khi được gắn thêm một cấu trúc thích hợp, một số hợp chất chelate gado (Gd- BOPTA, Gd-EOB-DTPA) có thể bị tế bào gan bắt giữ và đào thải theo đường mật  vào  ống  tiêu  hó  Hợp  chất  Mn-DPDP  cũng  có  tác  dụng tương tự đối với tế bào gan. Riêng oxyt sắt dưới dạng các hạt SPIO và USPIO dễ bị hệ thực bào bắt giữ, đặc biệt là tế bào Kuffer của gan, nên cũng được xem như “đặc hiệu” đối với những loại tế bào có khả năng thực bào.
    • Các thuốc tương phản từ nói chung đều có tác dụng làm giảm cả T1 lẫn T2 của mô có “bắt thuốc” tuy mức độ có khác nha Cụ thể, các thuốc chelate gado có tác dụng làm giảm T1 mạnh hơn, cho ra hình ảnh tăng tín hiệu ở các mô có “bắt thuốc” trên các hình trọng T1. Ngược lại các thuốc SPIO lại có tác dụng làm giảm T2 mạnh hơn, cho ra hình ảnh giảm tín hiệu ở các mô có “bắt thuốc” trên các hình trọng T2.

Nguồn: Trần Đức Quang (2008), Nguyên lý và kỹ thuật chụp cộng hưởng từ, Chương 7, NXB ĐHQG TPHCM, Trang 105-112.

 

 

PHẦN 6: KỸ THUẬT CHỤP NHANH TRONG CỘNG HƯỞNG TỪ

Về nguyên tắc, kỹ thuật chụp cộng hưởng từ bằng các chuỗi xung cơ bản đã được bàn luận trong các phần trước có thể cho ra các hình với cấu trúc giải phẫu tốt hơn nhiều so với các kỹ thuật chụp hình khác (Xquang quy ước, chụp cắt lớp điện toán CT và siêu âm). Nhược điểm lớn nhất của kỹ thuật chụp cộng hưởng từ là tốn thời gian. Để khắc phục nhược điểm này, nhiều kỹ thuật chụp nhanh hơn đã được phát minh và ứng dụng vào thực tế. Mục tiêu của phần này là bàn luận các kỹ thuật chụp nhanh với nội dung cụ thể như sau:

  • Các chiến lược tổng quát
  • Kỹ thuật chụp đa lớp cắt
  • Kỹ thuật điểm vang đồng phẳng
  • Kỹ thuật điểm vang spin nhanh
  • Một số kỹ thuật mới

1. CÁC CHIẾN LƯỢC TỔNG QUÁT

Để dễ hình dung các kỹ thuật chụp nhanh sẽ được bàn luận trong phần này, chúng ta sẽ sử dụng chuỗi xung điểm vang spin làm cơ sở để tính toán thời gian cần thiết để có được một hình cộng hưởng từ. Trên cơ sở phân tích này, chúng ta sẽ tìm cách tối ưu hóa thời gian chụp bằng nhiều cách khác nhau, cho ra các kỹ thuật chụp hình nhanh đang được sử dụng rất phổ biến.

Chúng ta đã biết một chuỗi xung điểm vang spin gồm có một xung kích thích 90o được lập lại sau mỗi khoảng thời gian TR một số lần N, mỗi lần ghi nhận được một điểm vang tại thời điểm TE sau khi đã áp dụng một xung tái hồi 180o tại thời điểm TE/2. Mỗi điểm vang sau đó sẽ được lấy mẫu và số hóa rồi được ghi lại thành một hàng trong một bảng hai chiều gọi là k-không gian. Số hàng cần điền vào k-không gian bằng với số điểm vang cần lấy mẫu N. Để giảm sai số đo đạc, toàn bộ quá trình này có thể được thực hiện lại vài lần, gọi là số lần đo đạc NEX (number of excitation). Kết quả các lần đo đạc sẽ được cộng lại và lấy trung bình.

Theo đấy, thời gian chụp được một ảnh cộng hưởng từ có thể tính bằng công thức:

Thời gian chụp = TR x N x NEX

Trong công thức này, NEX là một giá trị phụ thuộc vào chất lượng đo đạc của hệ thống cộng hưởng từ (thiết bị đo đạc); đương nhiên giá trị nhỏ nhất của con số này là 1. Ngược lại, giá trị thời kích TR và số hàng N cần điền vào k-không gian phụ thuộc vào cách thức phát xung và cách điền các hàng vào k-không gian. Những chiến lược thực hiện chụp nhanh có thể làm thay đổi cả công thức tính thời gian chụp được cho ở trên. Dưới đây chúng ta phác qua một số chiến lược quan trọng.

Giảm bớt các thành phần trong chuỗi xung

Trong các chuỗi xung được trình bày trong phần trước, một số chuỗi sử dụng thêm các xung với những mục đích đặc biệt. Chẳng hạn chuỗi xung bão hòa mỡ cần phải phát thêm một xung “đặc hiệu” cho mỡ để bão hòa nó rồi nhiễu phá độ từ hóa ngang để làm cho nó trơ đối với xung kích thích sau đó.

Trong nhiều trường hợp, việc sử dụng một xung như thế hoàn toàn không cần thiết và có thể bỏ đi. Chẳng hạn nếu không có nhu cầu xóa mỡ thì rõ ràng có thể loại bỏ hoàn toàn xung xóa mỡ, nghĩa là dùng các chuỗi xung thông thường.

Thế nhưng nếu vẫn phải dùng xung xóa mỡ, thời gian chụp vẫn có thể giảm bớt được bằng cách thay vì phát trước mỗi xung kích thích một xung bão hòa mỡ, người ta có thể “tiết kiệm” bằng cách phát một xung bão hòa cho nhiều xung kích thích. Chẳng hạn dùng một xung bão hòa chung cho mỗi 32 xung kích thích.

Rút ngắn thời kích TR

Rút ngắn thời kích TR rõ ràng là một ý tưởng đầu tiên khi cần giảm bớt thời gian chụp, thế nhưng ý tưởng này gặp ngay một trở ngại cơ bản: thời kích TR là một tham số quan trọng để tạo ra độ tương phản cần thiết: hình trọng T1 cần thời gian TR ngắn; hình trọng T2 cần thời gian TR dài.

Trong Phần trước chúng ta đã biết một giải pháp để giảm bớt thời gian TR: dùng một góc lật nhỏ. Theo cách này, các chuỗi xung điểm vang thang từ GRE có thể được xem như là một cải thiện đáng kể về thời gian chụp so với các chuỗi xung điểm vang spin SE. Theo tính toán, để duy trì được độ tương phản tốt nhất, đặc biệt trên hình trọng T1, khi TR trong khoảng trên dưới 100 ms (mili giây), góc lật nên nằm trong khoảng từ 60o-90o. Khi TR trong khoảng trên dưới 50 ms, góc lật cũng trên dưới 50o. Khi TR nhỏ hơn nữa, góc lật không nên quá nhỏ, chẳng hạn nếu TR = 6 ms thì α = 15o.

Một giải pháp khác có thể xem xét là giảm bớt thời vang TE, chẳng hạn bằng cách giảm bớt thời gian lấy mẫu. Giảm bớt thời gian lấy mẫu có thể bằng cách lấy mẫu nhanh hơn (lấy nhiều mẫu trong một khoảng thời gian ngắn hơn) hoặc lấy ít mẫu đi (kỹ thuật nửa điểm vang).

Tăng tối đa thời gian thu nhận tín hiệu

Khi xem xét diễn tiến thời gian của các chuỗi xung đã bàn luận trong phần trước, chúng ta nhận ra rằng thời gian thu nhận dữ liệu (thời gian lấy mẫu) chỉ chiếm một phần rất nhỏ trong tổng số thời gian chụp. Khoảng thời gian không thực hiện thu nhận dữ liệu chính là thời gian chết (dead time). Sử dụng tối đa thời gian chết này sẽ rút ngắn thời gian chụp xuống một cách rất ngoạn mục.

  1. Chiến lược thứ nhất là chụp cùng lúc nhiều lớp cắt. Với kỹ thuật chụp hai chiều (2D), mỗi lớp cắt sẽ được kích thích bằng một xung kích thích riêng biệt có tần số phù hợp đã được chuẩn bị trước bằng một thang chọn lớp. Với kỹ thuật chụp ba chiều (3D), toàn bộ khối cơ thể cần khảo sát có thể được chụp chung một lần và dữ liệu được tổ chức thành một k-không gian ba chiều. Sau đó bằng thuật toán Fourier ba chiều, chúng ta có thể “xắt mỏng” khối cơ thể đã chụp thành từng “miếng” có độ dày như ý. Chiến lược chụp cùng lúc nhiều lớp cắt sẽ được bàn luận chi tiết trong Phần 2.

  2. Chiến lược thứ hai là tạo và ghi nhận nhiều điểm vang trong cùng một lần phát xung kích thích. Như chúng ta đã biết, một điểm vang có thể được tạo ra sau một xung tái lập 180o (điểm vang spin hay spin echo) hoặc sau khi áp dụng một thang mã tần số Gf (điểm vang thang từ hay gradient echo). Theo đấy, các điểm vang thu nhận được sau một lần phát xung kích thích được gọi là xâu điểm vang (echo train); bản thân xung kích thích được gọi là phát bắn (shot). Ngoài ra, khoảng thời gian thu nhận một xâu điểm vang được gọi là thời ghi xâu (echo train duration) và số lượng điểm vang trong một xâu được gọi là chiều dài xâu ETL (echo train length).

    Trong chiến lược ghi nhận nhiều điểm vang, người ta cũng phải thay đổi thứ tự điền các hàng dữ liệu vào k-không gian. Trước tiên, do có nhiều điểm vang trong cùng một phát bắn, chúng ta có nhiều thời vang TE khác nhau. Thứ đến, chúng ta đã biết từ Phần trước rằng mỗi hàng trong k-không gian là kết quả lấy mẫu một điểm vang, trong đó hàng ở giữa là điểm vang có được khi dùng thang mã pha yếu nhất (bằng zero). Mặt khác, dữ liệu vùng trung tâm của k-không gian chủ yếu mã hóa các thông tin về độ tương phản và cường độ tín hiệu. Vì thế trong chiến lược này, điểm vang được điền vào hàng giữa của k-không gian sẽ có ảnh hưởng nhiều nhất đến độ tương phản của ảnh. Thời vang của điểm vang này do vậy được gọi là thời vang hiệu dụng (effective TE, viết tắt là TEef). Chọn lựa vị trí của thời vang hiệu dụng TEef ở đầu, giữa hoặc cuối xâu điểm vang sẽ làm thay đổi độ tương phản của hình ảnh thu được. Chiến lược này được áp dụng trong kỹ thuật chụp điểm vang đồng phẳng EPI và điểm vang spin nhanh ở các phần 3 và 4.

  1. Chiến lược thứ ba cho phép tạo ra cùng lúc nhiều hình có độ tương phản khác nhau, cụ thể hơn là một hình trọng T2 (T2W) và một hình trọng đậm độ proton (PDW). Theo một nghĩa nào đó, chiến lược này có thể xem như một hình thái khác của chiến lược thứ hai, nghĩa là nó cũng tạo ra và ghi nhận nhiều điểm vang trong cùng một xung kích thích. Khác biệt chủ yếu là trên cùng một xung kích thích có TR dài, điểm vang thứ nhất được ghi nhận tại một thời vang TE khá ngắn để tạo ra hình PDW còn điểm vang thứ hai được ghi nhận tại một thời vang TE dài để tạo ra hình T2W (Hình 1).


Hình 1:
Hai điểm vang được lấy trong cùng một lần phát xung kích thích với TR dài. Điểm vang thứ nhất có thời vang TE ngắn (TE1) đóng góp cho hình trọng đậm độ proton. Điểm vang thứ hai có thời vang TE dài (TE2) đóng góp cho hình trọng T2.

Thay đổi cách điền dữ liệu vào k-không gian

Một số kỹ thuật gần đây không điền dữ liệu vào k-không gian theo từng hàng như chúng ta đã biết mà có thể điền vào theo một vòng xoắn gốc hoặc điền theo từng góc xoay. Để độc giả có thể hình dung được một bức tranh tổng thể và đầy đủ về các kỹ thuật chụp nhanh, chúng ta cũng sẽ phác thảo sơ qua một số kỹ thuật chụp loại này trong Phần 5.

2. KỸ THUẬT CHỤP ĐA LỚP CẮT

Kỹ thuật chụp đa lớp cắt (multislice) cho phép chúng ta thu nhận tín hiệu của nhiều lớp cắt trong cùng một khoảng thời gian, làm hiệu suất đo đạc tăng lên và nhờ vậy làm giảm thời gian chụp. Trong phần này chúng ta xem xét hai phương pháp: chụp đa lớp cắt hai chiều và chụp ba chiều.

Chụp đa lớp cắt hai chiều

Về mặt lý thuyết, phương pháp chụp đa lớp cắt hai chiều không tạo ra các chuỗi xung mới. Chúng đơn thuần chỉ là sự cải tiến về cách sắp đặt các xung cho hợp lý hơn về thời gian, tận dụng các khoảng thời gian chết khi đang chụp một lớp cắt để chụp thêm nhiều lớp cắt khác.

Nguyên lý rất đơn giản: Sau khi kích thích và đo tín hiệu của một lớp cắt, trong khoảng thời gian chờ độ từ hóa dọc của lớp cắt này khôi phục, chúng ta có thể kích thích và đo tín hiệu của một lớp cắt khác. Xung kích thích thứ hai phải có tần số khác với tần số của xung thứ nhất để không làm ảnh hưởng đến lớp cắt thứ nhất. Nếu thời gian vẫn còn trống, chúng ta có thể thực hiện kích thích và đo tín hiệu của một hoặc nhiều lớp cắt khác nữa (Hình 2).


Hìn
h 2: Chụp đa lớp cắt hai chiều. Trong khi chờ để kích thích và đo lại tín hiệu của lớp cắt thứ nhất, chúng ta kích thích và đo tín hiệu của lớp cắt thứ ba, thứ hai rồi thứ tư xen kẽ nhau để làm giảm khả năng nhiễu kế cận.

Chúng ta biết rằng để chụp một lớp cắt, trước tiên chúng ta cần dùng một thang chọn lớp. Thang từ này sẽ làm cho các proton trong các lớp cắt khác nhau dọc theo thang từ quay với tần số khác nhau. Để chụp một lớp cắt, chúng ta chỉ cần phát xung kích thích có tần số phù hợp (cộng hưởng được) với các proton trong lớp cắt đó. Khi áp dụng kỹ thuật chụp đa lớp cắt, người ta tránh không chụp liên tiếp hai lớp kế cận nhau mà chụp xen kẽ như được minh họa trong Hình 2 để tránh tình trạng nhiễu kế cận (cross talk). Tình trạng này xảy ra bởi vì tần số quay của hai lớp cắt kế cận nhau không khác biệt nhiều, đặc biệt là đối với các proton nằm ở vùng biên giáp ranh giữa hai lớp cắt. Do vậy xung kích thích của lớp cắt này có thể kích thích cả các proton nằm ở vùng ranh giới của lớp cắt kia, làm sai lệch kết quả đo tín hiệu của lớp cắt đang được kích thích.

Kỹ thuật chụp ba chiều

Như tên gọi của nó đã cho thấy, kỹ thuật chụp ba chiều hay chụp 3D không chụp từng lớp riêng biệt như trong kỹ thuật chụp hai chiều; nó chụp toàn bộ một khối cơ thể, nghĩa là chụp một vật theo không gian ba chiều vốn có của vật và khi cần có thể cắt vật thành từng lát dày mỏng tùy theo nhu cầu. Theo nghĩa này, kỹ thuật chụp ba chiều có thể được xem như thuộc nhóm kỹ thuật chụp đa lớp cắt.

Ở cuối phần trước chúng ta đã nhấn mạnh rằng kỹ thuật chụp ba chiều không dùng thang chọn lớp bởi vì nó không chụp từng lớp. Để mã hóa vị trí không gian của các voxel, kỹ thuật chụp ba chiều sử dụng hai thang mã pha vuông góc với nhau, mỗi thang từ này mã hóa cho một chiều không gian. Chiều không gian thứ ba được mã hóa bằng thang mã tần số.

Với cách thức chụp như vậy, tín hiệu thu được trong kỹ thuật chụp ba chiều là tín hiệu tổng hợp của cả khối cơ thể đang khảo sát. Tín hiệu này cũng được lấy mẫu rồi điền vào k-không gian. Tuy nhiên, k-không gian bây giờ không phải là một bảng hai chiều như trong kỹ thuật chụp hai chiều mà là một cấu trúc ba chiều. Sau đó, thay vì dùng thuật toán Fourier hai chiều thông thường, người ta phải dùng thuật toán Fourier ba chiều (3D Fourier algorithm) để xử lý k-không gian này và tái tạo lại hình ảnh của từng lát hoặc một cấu trúc giải phẫu nào đó nằm trong khối cơ thể đã được khảo sát. Chú ý rằng vì tên gọi “thuật toán” dễ gây bối rối cho nhiều độc giả nên trong các tài liệu y khoa người ta thường thay bằng từ ngữ “kỹ thuật Fourier” hay “kỹ thuật biến đổi Fourier” 2DFT, 3DFT (hai chiều hoặc ba chiều).

Do ghi nhận tín hiệu tổng hợp của cả khối cơ thể nên kỹ thuật chụp ba chiều có thể cho ra các lát cắt liên tục nhau, nghĩa là không có khoảng trống giữa chúng. Đây là một ưu điểm của kỹ thuật chụp ba chiều so với kỹ thuật chụp hai chiều, trong đó giữa các lớp cắt thường có một khoảng trống nhất định. Với ưu điểm này, kỹ thuật chụp ba chiều hiện được sử dụng ngày càng phổ biến, nhất là trong những trường hợp cần có những lát cắt mỏng, liên tục để phát hiện các tổn thương nhỏ.

Một ưu điểm nữa của kỹ thuật chụp ba chiều là tỷ lệ tín hiệu/nhiễu SNR cao nên ảnh chụp bằng kỹ thuật này có độ trung thực cao và rõ nét hơn. Do vậy ở những vùng “khó chụp” như góc cầu tiểu não, khi cần khảo sát chi tiết người ta có thể dùng kỹ thuật chụp ba chiều.

Kỹ thuật chụp ba chiều cũng rất thường được dùng để chụp hệ thống mạch máu (mạch đồ cộng hưởng từ, MR Angiography hay MRA). Ứng dụng của kỹ thuật chụp ba chiều trong lĩnh vực MRA sẽ được bàn luận chi tiết hơn trong các phần sau.

Cuối cùng cũng cần phân biệt giữa kỹ thuật chụp ba chiều và kỹ thuật dựng hình ba chiều. Chúng nằm ở hai công đoạn khác nhau: kỹ thuật chụp ba chiều thuộc công đoạn chụp hình, liên quan đến các chuỗi xung và thu nhận tín hiệu. Ngược lại kỹ thuật tái tạo ảnh ba chiều hay dựng ảnh ba chiều thuộc công đoạn xử lý hình, liên quan đến các thuật toán xử lý ảnh số bằng máy tính. Một số kỹ thuật dựng hình ba chiều thường được dùng trong cộng hưởng từ và chụp cắt lớp điện toán là MIP (maximum intensity projection), dựng khối vật (volume rendering) và dựng bề mặt (surface rendering). Các kỹ thuật dựng hình sẽ được thảo luận nhiều hơn trong các phần sau.

Với những kỹ thuật dựng hình này, dữ liệu có thể là dữ liệu hai chiều thu được bằng kỹ thuật chụp hai chiều hoặc dữ liệu ba chiều thu được bằng kỹ thuật chụp ba chiều. Nếu dùng dữ liệu hai chiều, hình tái tạo có thể bị “gẫy đoạn” nhiều vì giữa các lớp cắt luôn có một khoảng trống, trong khi đó nếu dùng dữ liệu ba chiều, hình tái tạo sẽ đều đặn hơn.

3. KỸ THUẬT ĐIỂM VANG ĐỒNG PHẲNG

Mặc dù đã được Peter Mansfield đề xuất từ năm 1977 nhưng do những hạn chế về công nghệ phần cứng và khả năng xử lý của máy tính nên kỹ thuật điểm vang đồng phẳng EPI (echo planar imaging) chỉ mới được sử dụng rộng rãi trong những năm gần đây. Đặc điểm nổi bật của kỹ thuật này là thời gian chụp toàn bộ một hình cộng hưởng từ rất ngắn, có thể đạt đến mức 20 ms. Với thời gian này, các ảnh giả (artifact) do chuyển động gây ra hầu như bị loại bỏ hoàn toàn. Ngoài ra, nhiều quá trình sinh lý vốn xảy ra rất nhanh cũng có thể ghi nhận được, nghĩa là chúng ta có thể đánh giá được “chức năng” của một số cơ quan.

Diễn tiến các xung

Ở hình thái cơ bản nhất, kỹ thuật chụp điểm vang đồng phẳng sử dụng một xung kích thích α, sau đó cho thang mã tần số dao động thật nhanh, tạo ra một xâu điểm vang (echo train). Về bản chất, các điểm vang trong xâu đều thuộc loại điểm vang thang từ (gradient echo) vì chúng được tạo ra sau khi áp dụng một thang mã tần số Gf (Hình 3). Toàn bộ các điểm vang đều được sử dụng để tạo một hình cộng hưởng từ.

Mặt khác, do các điểm vang đều được lấy từ một lần phát xung, thời gian TR được xem như “không có” hoặc “vô tận”. Điều này cũng đồng nghĩa rằng các hình tạo ra bằng kỹ thuật điểm vang đồng phẳng không phải là hình trọng T1 mà cơ bản là hình trọng T2. Nói chính xác hơn, TEef nằm gần đầu xâu điểm vang cho ra hình trọng T2 còn TEef nằm gần cuối xâu cho ra hình trọng T2* do hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID gây ra.


Hình 3:
Diễn tiến chuỗi xung trong kỹ thuật điểm vang đồng phẳng EPI. Để cho đơn giản, thang chọn lớp Gs và thang mã pha Gp đã được lược bỏ.

Thang mã pha

Chúng ta biết rằng thang mã pha cần được áp dụng với cường độ tăng dần từ âm sang dương trong các chuỗi xung căn bản đã bàn luận ở phần trước, mỗi lần ứng với một lần phát xung và kéo dài trong một thời gian rất ngắn. Với kỹ thuật điểm vang đồng phẳng, do nhiều điểm vang được ghi nhận ngay trong một lần phát xung nên cách áp dụng thang từ như trên không sử dụng được. Thay vì thế người ta có thể dùng một trong hai phương pháp (Hình 4):

  1. Phương pháp mã pha lách tách (blipped phase-encoding) áp dụng một loạt thang từ nhỏ có cường độ không đổi, tựa như những tiếng nổ lách tách đều đều. Nhờ đó thông tin mã pha được cộng dần vào, cho phép ghi mỗi điểm vang vào một hàng của k-không gian.

  2. Phương pháp mã pha đều (constant phase-encoding) áp dụng một thang từ kéo dài không thay đổi cường độ.

Thứ tự điền dữ liệu vào k-không gian

Để điền dữ liệu vào k-không gian, các chuỗi xung căn bản điền lần lượt từng hàng, mỗi hàng ứng với một điểm vang. Trong kỹ thuật điểm vang đồng phẳng, thứ tự điền cụ thể mỗi hàng vào k-không gian được chọn lựa tùy theo từng phương pháp áp dụng thang mã pha. Hình 5 minh họa sự khác biệt giữa cách điền dữ liệu trong các chuỗi xung căn bản và cách điền dữ liệu được sử dụng trong kỹ thuật điểm vang đồng phẳng.


Hình 4:
Phương pháp mã pha lách tách áp dụng thang từ Gp (b) nhiều lần thật nhanh với cường độ bằng nhau. Phương pháp mã pha đều áp dụng thang từ Gp (c) một lần kéo dài với cường độ không đổi.


Hìn
h 5: Điền các hàng dữ liệu vào k-không gian trong một chuỗi xung thông thường (bên trái) và trong kỹ thuật điểm vang đồng phẳng (bên phải).

Một phát hoặc nhiều phát

Kỹ thuật điểm vang đồng phẳng có thể được thực hiện bằng cách dùng một xung kích thích duy nhất (một phát, single-shot) hoặc nhiều xung kích thích (nhiều phát, multi-shot). Trong trường hợp này, mỗi xung kích thích được xem như một phát bắn (shot).

Phương pháp điểm vang đồng phẳng một phát có thời gian chụp cực ngắn, thường dưới 100 ms; toàn bộ dữ liệu trong k-không gian đều được lấy trong thời gian này. Để làm được như thế, phương pháp chụp một phát đòi hỏi các thang từ mã hóa phải có khả năng chuyển bật với tốc độ cực kỳ nhanh, một yêu cầu không phải hệ thống máy cộng hưởng từ nào cũng có thể thực hiện được. Ngoài ra, độ phân giải và tỷ lệ tín hiệu/nhiễu SNR khá thấp cũng là một trở ngại của phương pháp này.

Để khắc phục một phần những trở ngại vừa nêu, người ta có thể dùng phương pháp điểm vang đồng phẳng nhiều phát. Thay vì điền đầy k-không gian ngay trong một phát bắn, trong kỹ thuật nhiều phát, mỗi phát chỉ đóng góp một phần dữ liệu trong k-không gian. Độ phân giải và tỷ lệ tín hiệu / nhiễu SNR nhờ vậy được cải thiện.

Cũng cần nhấn mạnh rằng do thời gian lấy mẫu tương đối dài, kỹ thuật điểm vang đồng phẳng nói chung rất dễ bị ảnh giả (artifact) do tình trạng không đồng nhất của từ trường cục bộ và độ xê dịch hóa học. Để giảm bớt các ảnh giả kiểu này, người ta có thể dùng một xung tái lập 180o tại thời điểm giữa thời vang hiệu dụng TEef, nghĩa là tại thời điểm TEef/2. Tuy nhiên ảnh hưởng của độ xê dịch hóa học, đặc biệt là ảnh hưởng của mỡ không được khắc phục tốt lắm bằng xung tái lập này. Do vậy trong kỹ thuật điểm vang đồng phẳng người ta luôn sử dụng một xung xóa mỡ và xem nó như một xung thường quy.

Các biến thể

Với hình thái căn bản đã được trình bày ở đầu phần này, kỹ thuật điểm vang đồng phẳng có thể được tích hợp với một số xung đặc dụng, tạo ra nhiều biến thể rất có ích. Chẳng hạn nếu xung kích thích là xung 90o cùng với một xung tái lập 180o được thực hiện trước khi cho thang mã tần số dao động thật nhanh như vừa nêu ở trên, chúng ta gọi đây là kỹ thuật điểm vang đồng phẳng spin (spin echo-echo planar imaging).

Tương tự, chúng ta có thể áp dụng một xung chuẩn bị trước khi thực hiện các xung điểm vang đồng phẳng. Chẳng hạn có thể dùng một xung truyền độ từ hóa MT, xung khôi phục đảo nghịch 180o

Một biến thể đáng chú ý khác là hình thái lai giữa kỹ thuật điểm vang đồng phẳng và kỹ thuật điểm vang spin nhanh. Kỹ thuật có tên là GRASE (Gradient Recalled and Spin Echo) này vừa thu nhận các điểm vang thang từ do thang mã tần số tạo ra, vừa thu nhận các điểm vang spin do xung tái lập 180o tạo. Tuy nhiên, kỹ thuật này chưa có nhiều ứng dụng lâm sàng.

Khả năng ứng dụng lâm sàng

Do thời gian chụp cực ngắn, kỹ thuật điểm vang đồng phẳng đã khắc phục được nhược điểm lớn nhất của cộng hưởng từ. Với kỹ thuật này, người ta có thể ghi nhận được nhiều quá trình sinh lý và sinh bệnh học vốn xảy ra rất nhanh, do vậy nó đã làm thay đổi sâu sắc triển vọng ứng dụng của cộng hưởng từ đối với nhiều vùng cơ thể và nhiều đặc điểm sinh bệnh học.

Chẳng hạn đối với não, kỹ thuật này được dùng để đánh giá khả năng tưới máu (perfusion) cho nhu mô não, khả năng khuyếch tán (diffusion) của nước qua các mô não. Nhờ vậy trong những năm gần đây, kỹ thuật điểm vang đồng phẳng đã trở thành cơ sở nền tảng của một lĩnh vực gọi là chụp cộng hưởng từ chức năng (functional MRI).

Hoạt động của tim và các mạch máu lớn với rất nhiều chuyển động thường gây nhiều khó khăn cho nhiều mô thức chụp hình, kể cả CT và MRI. Khả năng chụp nhanh của kỹ thuật điểm vang đồng phẳng mở ra nhiều triển vọng ứng dụng của nó trong lĩnh vực này.

4. KỸ THUẬT ĐIỂM VANG SPIN NHANH

Theo một nghĩa nào đó, kỹ thuật điểm vang spin nhanh (fast spin echo) có thể được xem như phiên bản nhanh của loại chuỗi xung điểm vang spin, tương tự như kỹ thuật điểm vang đồng phẳng là phiên bản nhanh của loại chuỗi xung điểm vang thang từ. Thuật ngữ ban đầu của kỹ thuật điểm vang spin nhanh là RARE (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement) nhưng hiện nay ít được sử dụng. Với các máy của hãng Siemens, kỹ thuật này có tên thương mại là Turbo spin echo hay TurboSE.

Diễn tiến các xung

Tương tự như kỹ thuật điểm vang đồng phẳng, trong kỹ thuật điểm vang spin nhanh, sau mỗi xung kích thích sẽ có một xâu điểm vang được tạo thành và được thu nhận. Tuy nhiên khác với kỹ thuật điểm vang đồng phẳng, mỗi điểm vang này được tạo ra do một xung tái lập 180o, không phải do thang từ. Nghĩa là chúng thuộc loại điểm vang spin. Hình 6 trình bày diễn tiến thời gian của các xung, tạm bỏ qua không trình bày các thang từ.


Hình 6:
Các xung trong kỹ thuật điểm vang spin nhanh, bao gồm một xung kích thích 90o, theo sau là một loạt các xung tái lập 180o, mỗi xung tái lập tạo ra một điểm vang spin.

Các thang từ

Chúng ta đã biết từ phần trước rằng trong chuỗi xung điểm vang spin, ngoài việc áp đặt một thang chọn lớp vào lúc phát xung kích thích, chúng ta còn phải áp đặt lại thang từ này vào lúc phát xung tái lập 180o. Đồng thời vào thời điểm đo tín hiệu, chúng ta cũng cần áp đặt lại thang mã tần số Gf.

Do vậy trong kỹ thuật điểm vang spin nhanh, đi kèm với một xung tái lập 180o phải là một lần áp dụng thang chọn lớp Gs và đi kèm với mỗi điểm vang được tạo ra phải là một lần áp dụng thang mã tần số Gf.

Ngoài ra, do mỗi xung tái lập 180o đều làm mất tác dụng của thang mã pha nên cả hai phương pháp mã pha lách tách và mã pha đều như trong kỹ thuật điểm vang đồng phẳng đều không dùng được. Thay vì thế, chúng ta phải áp dụng nhiều lần thang mã pha với cường độ thay đổi tùy thuộc vào việc chọn thời vang hiệu dụng TEef ở đầu, ở giữa hay ở cuối xâu điểm vang. Chẳng hạn nếu muốn thời vang hiệu dụng TEef ở giữa xâu điểm vang như trong Hình 7, thang mã pha được cho giảm dần cường độ. Ngược lại nếu muốn thời vang hiệu dụng nằm ngay ở đầu xâu điểm vang, thang mã pha được cho tăng dần cường độ. Diễn tiến thời gian điển hình của các xung cùng với các thang từ được dùng trong kỹ thuật điểm vang spin nhanh được trình bày trong Hình 7.


Hình 7:
Diễn tiến thời gian của các xung trong kỹ thuật điểm vang spin nhanh. Đi kèm với mỗi cặp xung tái lập và điểm vang là một lần áp dụng các thang từ thích hợp. Thời vang hiệu dụng TEef được tính từ lúc phát xung kích thích đến lúc cường độ thang từ mã pha Gp bằng 0.

Mới nhìn qua, kỹ thuật điểm vang spin nhanh tưởng chừng có thể so sánh về tốc độ với kỹ thuật điểm vang đồng phẳng. Tuy nhiên do phải áp dụng nhiều lần cả ba thang từ cùng với nhiều xung tái lập 180o nên kỹ thuật này thực sự chậm hơn nhiều so với kỹ thuật điểm vang đồng phẳng.

Một phát hoặc nhiều phát

Tương tự như kỹ thuật điểm vang đồng phẳng, kỹ thuật điểm vang spin nhanh cũng có thể dùng phương pháp một phát hoặc nhiều phát. Do cách lấy nhiều điểm vang trong cùng một lần phát xung kích thích nên thực chất cả hai phương pháp một phát và nhiều phát đều không có TR hay có TR vô tận. Kết quả là hình thu được đều là hình trọng T2. Chất lượng hình ảnh của phương pháp một phát dĩ nhiên không bằng chất lượng của phương pháp nhiều phát nhưng bù lại thời gian chụp ngắn hơn. Để cải thiện chất lượng, các phiên bản thương mại của phương pháp một phát như chuỗi HASTE (Haft-fourier Acquisition Single-shot Turbo spin Echo) của hãng Siemens hay chuỗi SS-FSE (Single-Shot Fast Spin Echo) của hãng GE đều sử dụng các thang từ tốc độ cao và kỹ thuật nửa Fourier.

Tăng quang đường bờ

So với chuỗi xung điểm vang spin kinh điển, hình ảnh thu được bằng kỹ thuật điểm vang spin nhanh thường nhòe hơn và bờ kém sắc nét hơn, đặc biệt đối với các mô có T2 ngắn. Tình trạng này nặng nề hơn nếu chúng ta dùng chiều dài xâu dài, thời ghi xâu dài và thời vang hiệu dụng TEef nằm gần cuối xâu điểm vang.

Tuy nhiên khi mô có T2 ngắn nằm cạnh mô có T2 dài, chẳng hạn giữa mô não và dịch não tủy trong não thất, bờ của mô có T2 dài bị “tăng quang”, nghĩa là có tín hiệu cao hơn tín hiệu của nó (dịch não tủy). Điều này xảy ra do khi chụp bằng kỹ thuật điểm vang spin nhanh, bờ của mô có T2 ngắn bị nhòe sang phần mô có T2 dài, cộng thêm tín hiệu cho bờ của mô này và làm cho nó có tín hiệu cao hơn bình thường (Hình 8).


Hình
8: Ở hình bên trái, bờ thực sự giữa hai mô có T2 dài và T2 ngắn rõ nét. Ở hình bên phải, do tín hiệu phía mô có T2 ngắn được cộng thêm vào cho mô có T2 dài, vừa làm giảm kích thước thật của mô có T2 dài, vừa làm tăng quang bờ của nó.

5. MỘT SỐ KỸ THUẬT MỚI

Trong phần này chúng ta phác thảo sơ qua một số kỹ thuật mới có thời gian chụp nhanh hiện đã và vẫn đang được nghiên cứu, thử nghiệm để khẳng định được hiệu quả lâm sàng.

Thay đổi chiến lược điền vào k-không gian

Phương pháp kinh điển điền dữ liệu vào k-không gian là điền mỗi lần một hàng dữ liệu có được sau khi lấy mẫu một điểm vang. Theo cách này, mỗi điểm vang phải ứng với một thang mã pha ở một cường độ nhất định. Bằng cách thay đổi cách điền dữ liệu vào k-không gian, thời gian chụp có thể giảm đi đáng kể.

Giải pháp thứ nhất được gọi là kỹ thuật chụp k-không gian phân đoạn (segmented k-space imaging), được thực hiện bằng cách điền mỗi lần một phần dữ liệu hay một phân đoạn của k-không gian, nghĩa là mỗi lần điền nhiều hàng thay vì chỉ điền một hàng. Chẳng hạn với một k-không gian có 128 hàng, chúng ta có thể điền mỗi lần 8 hàng, vị chi mất 16 lần như thế để điền đủ 128 hàng thay vì phải mất 128 lần cho 128 hàng. Trong thực tế, kỹ thuật này được sử dụng trong lĩnh vực chụp tim mạch, cho phép “quay phim” hoạt động co bóp của tim và của các mạch máu lớn bằng một loạt phim chụp nhanh gọi là phim ci-nê.

Một giải pháp khác là thay vì điền theo từng hàng vào k-không gian, chúng ta có thể điền theo từng đường chéo đi từ tâm k-không gian hướng ra ngoại biên (kỹ thuật chụp xoay góc, radial imaging) hay điền xoắn trôn ốc từ tâm k-không gian (kỹ thuật chụp xoắn ốc, spiral imaging). Để thực hiện những kỹ thuật như vậy, người ta phải tổ hợp các thang mã pha và thang mã tần số theo một cách nào đó để khi lấy mẫu, thứ tự của mẫu vạch ra một đường đi đúng như cách điền mong muốn (Hình 9).


Hình 9:
Kỹ thuật chụp xoay góc (radial imaging) ở bên trái và chụp xoắn ốc (spiral imaging) ở bên phải.

Thay đổi chiến lược thu nhận dữ liệu

Trong thực tế chúng ta nhận thấy rằng tín hiệu của các phần mô nằm sát cạnh nhau không có sự sai biệt hoàn toàn, nghĩa là trong một chừng mực nào đó chúng thay đổi dần dần. Ý tưởng này cho phép chúng ta chỉ cần thay đổi một phần dữ liệu biểu thị cho những phần mô nằm sát cạnh nhau. Thay vì phải ghi mới toàn bộ dữ liệu, chúng ta chỉ ghi một phần dữ liệu mới và dùng lại những phần đã được ghi trước đó. Chúng ta gọi kỹ thuật này là kỹ thuật phần chung (view sharing).

Một minh họa điển hình cho kỹ thuật phần chung được sử dụng trong các trường hợp chụp hình có dùng thuốc tương phản từ là kỹ thuật chụp lỗ khóa (keyhole imaging). Ý tưởng cơ bản của kỹ thuật này như sau: khi so sánh với nhau, các hình trước và sau khi tiêm thuốc tương phản từ được xem như không có sự thay đổi gì về cấu trúc mà chỉ có sự thay đổi về khả năng bắt thuốc, nghĩa là thay đổi về độ tương phản do tác dụng của thuốc. Mặt khác, chúng ta đã biết rằng thông tin về độ tương phản của hình chủ yếu được lấy từ vùng trung tâm của k-không gian. Vì thế nếu đã ghi được toàn bộ k-không gian của hình trước khi tiêm thuốc, chúng ta chỉ cần thay thế vùng trung tâm trong k-không gian của nó bằng các thông tin thích hợp để có được k-không gian của hình sau khi tiêm. Nghĩa là chúng ta chỉ chụp phần “lỗ khóa” của một ổ khóa bởi vì chỉ có phần “lỗ khóa” mới bị thay đổi. Chẳng hạn để có được k-không gian của hình sau tiêm thuốc khi đã có k-không gian của hình trước tiêm thuốc với ma trận ảnh 256 x 256, chúng ta chỉ cần lấy mẫu 32 hàng cho vùng trung tâm thay vì 256 hàng. Hơn nữa, thay vì phải lấy 256 mẫu cho cả 32 hàng này, chúng ta chỉ cần lấy 32 mẫu cho mỗi hàng.

6. NHỮNG ĐIỂM CẦN GHI NHỚ

  • Thời gian chụp hình lâu là một trong những trở ngại căn bản của kỹ thuật chụp cộng hưởng từ. Tuy nhiên trở ngại này hiện đã được khắc phục bằng các kỹ thuật chụp nhanh.

  • Có nhiều chiến lược được sử dụng trong các kỹ thuật chụp nhanh, bao gồm các chiến lược rút ngắn thời gian TR, giảm bớt một số thành phần không cần thiết trong chuỗi xung, chụp cùng lúc nhiều lớp cắt, tạo và ghi nhận nhiều điểm vang và thay đổi chiến lược điền dữ liệu vào k– không gian.

  • Chụp cùng lúc nhiều lớp bằng phương pháp chụp hai chiều cắt tận dụng khoảng thời gian chết khi chụp một lớp cắt để chụp một vài lớp cắt kế cận. Chụp cùng lúc nhiều lớp bằng phương pháp chụp ba chiều có thể chụp toàn bộ khối thể tích cần chụp. Sau đó nếu cần có thể “xắt mỏng” khối này thành từng lát theo ý muốn bằng các kỹ thuật xử lý ảnh.

  • Kỹ thuật điểm vang đồng phẳng EPI và điểm vang spin nhanh FSE đều tạo ra và ghi nhận nhiều điểm vang trong cùng một lần phát xung kích thích. Độ tương phản của chúng nói chung đều thuộc loại trọng T2, mặc dù nếu thời vang hiệu TEef nằm ở cuối xâu, độ tương phản có đặc thù của T2*.

  • Kỹ thuật điểm vang đồng phẳng được thực hiện bằng cách cho thang mã tần số Gf thay đổi thật nhanh, tạo ra một xâu điểm vang thang từ. Vì vậy kỹ thuật điểm vang đồng phẳng có thể được xem như phiên bản nhanh của chuỗi xung điểm vang thang từ. Thứ tự điền các điểm vang vào k-không gian được chọn lựa cho phù hợp để vẫn bảo đảm được độ tương phản và độ phân giải cần thiết.

  • Kỹ thuật điểm vang spin nhanh là phiên bản nhanh của chuỗi xung điểm vang spin. Tuy nhiên do phải áp dụng nhiều xung tái lập 180o cũng như nhiều thang từ, kỹ thuật này nói chung chậm hơn nhiều so với kỹ thuật điểm vang đồng phẳng.

  • Một số kỹ thuật chụp nhanh khác có thể kể ra là: kỹ thuật chụp k– không gian phân đoạn, kỹ thuật chụp xoay góc, kỹ thuật chụp xoắn ốc, kỹ thuật chụp lỗ khóa. Nhìn chung những kỹ thuật này đều tập trung vào k-không gian: thay đổi cách thu nhận dữ liệu hoặc thay đổi cách điền dữ liệu vào k-không gian.

Nguồn: Trần Đức Quang (2008), Nguyên lý và kỹ thuật chụp cộng hưởng từ, Chương 6, NXB ĐHQG TPHCM, Trang 89-104.

 

 

 

 

 

PHẦN 5: CHUỖI XUNG CĂN BẢN VÀ KỸ THUẬT BỔ TRỢ CỘNG HƯỞNG TỪ

Sau khi đã tìm hiểu xong các nguyên lý cơ sở của kỹ thuật chụp ảnh cộng hưởng từ qua bốn phần đầu tiên, phần này sẽ vận dụng các nguyên lý đó để lý giải khả năng khảo sát của các chuỗi xung cơ bản cùng với một số kỹ thuật bổ trợ có hiệu quả đặc biệt hiện đang được sử dụng phổ biến trong nhiều hệ thống chụp ảnh cộng hưởng từ. Nội dung sẽ được bàn luận trong phần này bao gồm:

  • Chuỗi xung và bộ xung
  • Chuỗi xung điểm vang spin
  • Chuỗi xung điểm vang thang từ
  • Kỹ thuật khôi phục đảo nghịch
  • Kỹ thuật bão hòa
  • Kỹ thuật khử mỡ

1. CHUỖI XUNG VÀ BỘ XUNG

Qua những phần thảo luận đã nêu ở những phần trước, chúng ta biết rằng để thu được một ảnh cộng hưởng từ, người ta phải phát xung kích thích nhiều lần với thời kích TR được chọn lựa phù hợp, một góc lật a phù hợp, một thời vang TE phù hợp, và rất có thể một xung tái lập 180o. Tất cả những tham số này sẽ được phối hợp với các thang từ mã hóa vị trí không gian để tạo ra được một ảnh cộng hưởng từ có tính chất mong muốn. Loạt các xung, góc lật và các thang từ như thế được gọi chung là một chuỗi xung (pulse sequence).

Ký pháp mô tả chuỗi xung

Để thuận tiện cho việc mô tả và phân tích tính chất của các chuỗi xung, chúng ta sẽ đưa ra một ký pháp mô tả diễn biến theo thời gian của các xung và thang từ trong một chuỗi xung. Ký pháp này được sử dụng rộng rãi trong các tài liệu cộng hưởng từ với một ít khác biệt nhỏ. Hình 1 trình bày các ký hiệu được sử dụng trong ký pháp chuỗi xung của cuốn sách này.


Hình 1:
Ký pháp biểu diễn các xung và thang từ. Trục ngang biểu diễn cho thời gian theo hướng từ trái sang phải. (a) Ký hiệu cho sóng radio (RF), bao gồm xung kích thích (thường tạo một góc lật 90o), xung tái lập 180o và tín hiệu cộng hưởng từ. (b) Ký hiệu cho thang từ chọn lớp Gs và thang mã tần số Gf, thường gồm một giai đoạn khử pha (thùy khử pha) và một giai đoạn hồi pha (thùy hồi pha). (c) Ký hiệu cho thang mã pha, biểu diễn cho nhiều lần lập lại thang từ này với các cường độ khác nhau.

Hình 1a trình bày các ký hiệu biểu diễn cho các xung RF (sóng radio, radiofrequency). Bên trái của Hình 1a là xung kích thích, nghĩa là sóng radio được phát ra để lật vectơ từ hóa dọc thành vectơ từ hóa ngang, với góc lật a được ghi ngay bên cạnh ký hiệu sóng mà ở trong Hình 1a là 90o. Ký hiệu ở giữa là xung tái lập 180o đã được giải thích và sẽ được sử dụng để tạo ra các xung điểm vang spin SE (xem Phần 2). Cuối cùng nằm bên phải là ký hiệu biểu thị cho tín hiệu cộng hưởng mà như chúng ta đã biết trong các phần 1 và 2, bản chất của nó cũng là sóng radio nhưng ở đây được vẽ khác đi để khỏi phải nhắc lại mỗi khi muốn ám chỉ các tín hiệu.

Hình 1b là những ký hiệu biểu diễn cho thang chọn lớp Gs và thang mã tần số Gf. Ký hiệu thùy khử pha (dephasing lobe) biểu thị cho khoảng thời gian áp dụng thang từ (Gs hoặc Gf) còn thùy hồi pha (rephasing lobe) biểu thị cho khoảng thời gian áp dụng thang từ theo hướng ngược lại so với thùy khử pha. Chẳng hạn nếu ở thùy khử pha, thang từ được áp dụng tăng dần từ trái sang phải thì ở thùy hồi pha, thang từ được áp dụng giảm dần từ trái sang phải. Đối với thang từ Gs, thùy khử pha được vẽ cao hơn đường thẳng ngang và thùy hồi pha được vẽ thấp hơn, giống như trong Hình 1b. Ngược lại đối với thang từ Gf, thùy khử pha được vẽ thấp hơn đường ngang và thùy hồi pha được vẽ cao hơn. Chúng ta sẽ phân tích chi tiết hơn ý nghĩa của các thùy này trong khi trình bày từng chuỗi xung cụ thể.

Trong Hình 1c, chúng ta thấy ký hiệu cho thang mã pha có một hình thái đặc biệt với nhiều thùy chồng xếp lên nhau, biểu thị cho sự thay đổi cường độ của thang mã pha một cách tuyến tính từ cường độ thật âm, dần đến zero rồi tăng dần thật dương ứng với mỗi lần áp dụng thang từ trong lần phát xung kích thích.

Bộ xung

Để có thể đánh giá được những khác biệt về cấu trúc của các vùng cơ thể cũng như xác định được tổn thương cùng những đặc tính của nó, người ta thường phải dùng nhiều chuỗi xung khác nhau ở nhiều hướng cắt khác nhau (cắt ngang trục, cắt dọc đứng, cắt dọc ngang). Trong thực tế, đối với mỗi vùng cơ thể người ta thường chuẩn bị sẵn một loạt các chuỗi xung cần chụp theo các mặt cắt nhất định. Mỗi nhóm chuỗi xung theo các mặt cắt được thiết đặt sẵn như thế được gọi là bộ xung (protocol).

Ngoài các bộ xung riêng biệt cho mỗi vùng cơ thể, người ta còn có thể xây dựng các bộ xung để phát hiện một số tổn thương. Những bộ xung này được sử dụng khi có gợi ý chẩn đoán của lâm sàng hoặc khi thấy có tín hiệu bất thường trên các hình thu được bằng các bộ xung thường quy. Chẳng hạn khi chụp não, bộ xung thường quy có thể chỉ gồm các chuỗi xung điểm vang spin để có được các hình trọng T1, trọng T2, FLAIR. Khi nghi ngờ có tổn thương xuất huyết, người ta sử dụng thêm chuỗi xung điểm vang thang từ GRE để phát hiện và khẳng định chẩn đoán.

Bây giờ chúng ta đã sẵn sàng bàn luận về các loại chuỗi xung căn bản hay được dùng khi chụp cộng hưởng từ. Trong một chừng mực nhất định chúng ta cũng có thể bàn thêm một số ứng dụng thực tế của những chuỗi xung này.

2. CHUỖI XUNG ĐIỂM VANG SPIN

Chuỗi xung điểm vang spin hay chuỗi xung spin echo (SE) là loại chuỗi xung đơn giản và được sử dụng rộng rãi nhất. Như tên gọi của nó đã cho thấy, tín hiệu đo được từ chuỗi xung này là các điểm vang spin (spin echo). Trong nhiều bộ xung, các ảnh thường quy trọng T1 (T1W), trọng T2 (T2W) và trọng mật độ proton (PDW) đều sử dụng kỹ thuật điểm vang spin SE. Nhìn chung các chuỗi xung điểm vang spin SE thường có thời kích TR khá dài, do vậy thời gian chụp thường kéo dài hơn so với các loại chuỗi xung khác.

Xung tái lập 180o

Đặc điểm quan trọng nhất của các chuỗi xung điểm vang spin SE là việc sử dụng một xung tái lập 180o (180o refocusing pulse) ngay giữa thời vang TE, nghĩa là tại thời điểm TE/2, tái lập một tín hiệu cộng hưởng từ có cường độ khá mạnh tại thời điểm đo tín hiệu TE. Tín hiệu này được gọi là điểm vang spin (spin echo). (Để ý rằng thuật ngữ proton và spin thường được sử dụng lẫn lộn và được xem như đồng nghĩa)

Như chúng ta đã biết, sau khi tắt xung kích thích, tín hiệu cộng hưởng từ lúc này có cường độ mạnh nhất. Theo thời gian, tín hiệu này suy giảm dần, một hiện tượng mà chúng ta gọi là hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID (free induction decay). Theo lý thuyết, tín hiệu cộng hưởng từ chỉ mất hẳn khi vectơ từ hóa ngang mất hẳn (thời gian hồi giãn T2). Trong thực tế, hiện tượng này xảy ra nhanh hơn (thời gian T2*). Nguyên nhân chủ yếu là do tính không đồng nhất của từ trường cục bộ tại các mô và độ xê dịch hóa học của các proton nằm trong các chất khác nhau. Từ trường cục bộ không đồng nhất cùng với độ xê dịch hóa học khác nhau làm cho các proton lúc đầu cùng tần số và cùng pha (Hình 2a) bây giờ lại quay nhanh chậm khác nhau: một số proton vượt lên trước còn một số chậm lại phía sau (Hình 2b). Lúc này do các proton quay với các pha khác nhau, tín hiệu cộng hưởng từ bị suy giảm.

Nếu tại thời điểm TE/2, chúng ta phát ra một xung 180o. Xung này sẽ lật trục quay của các proton một góc 180o (Hình 2c), khiến cho các proton đang quay chậm hơn được đặt ở vị trí phía trước các proton quay nhanh. Kết quả là khi quay hết một khoảng thời gian TE/2 nữa (tại điểm vang TE), các proton bây giờ lại cùng pha như trong Hình 2d, tái lập lại một tín hiệu đủ mạnh (điểm vang) để chúng ta đo đạc và tạo ảnh.

Với cơ chế hoạt động như thế, xung tái lập đã điều chỉnh lại được các nguyên nhân cục bộ làm suy giảm tín hiệu. Những nguyên nhân cục bộ thường gặp bao gồm tính không đồng nhất của từ trường cục bộ (do sự hiện diện của rất nhiều loại chất khác nhau trong mô với khả năng từ hóa khác nhau, đặc biệt là các chất thuận từ) và độ xê dịch hóa học, nhất là độ xê dịch hóa học giữa nước và mỡ.


Hìn
h 2: Kỹ thuật dùng xung tái lập để thu được một điểm vang cần thiết tại thời điểm đo tín hiệu TE. Trong (a), các proton đang cùng pha tại thời điểm ngay sau khi tắt xung kích thích. Theo thời gian, các proton lệch pha nhau, dẫn đến tình huống của (b) tại thời điểm TE/2. Trong (c), sau khi phát xung tái lập 180o, các proton bị lật qua phía bên đối diện của vạch xuất phát, khiến cho các proton chậm lại đang chạy phía trước các proton quay nhanh. Cuối cùng vào thời điểm TE như trong (d), các proton lại cùng pha, tạo ra một điểm vang của tín hiệu.

Diễn tiến thời gian của chuỗi xung điểm vang spin SE

Bây giờ sau khi đã hiểu được ý tưởng then chốt của chuỗi xung điểm vang spin, chúng ta sẽ giải thích diễn tiến thời gian của chuỗi xung này. Chuỗi xung điểm vang spin được khởi đầu bằng một xung kích thích với góc lật 90o, và dưới tác dụng của thang chọn lớp Gs, xung kích thích chỉ cộng hưởng với các proton nằm trong lớp cắt cần khảo sát. Tiếp theo chúng ta áp dụng thang mã pha Gp để mã hóa thông tin vị trí của các proton bằng cách thay đổi pha của chúng một cách có hệ thống. Tại thời điểm TE/2, một xung tái lập 180o được phát ra. Xung này, như đã thảo luận ở trên, sẽ lật trục quay của các proton 180o, nhờ vậy tại thời điểm TE, các proton lại quay cùng pha, tạo ra một điểm vang spin (spin echo, SE) mà chúng ta có thể thu nhận để tạo ra hình cộng hưởng từ. Hình 3 là một sơ đồ trình bày diễn tiến thời gian của các chuỗi xung điểm vang spin SE.

Một điểm cần giải thích rõ hơn ở đây là ảnh hưởng của thang chọn lớp Gs và thang mã tần số Gf. Cả hai thang từ này đều làm thay đổi tần số quay của các proton, vì vậy làm cho chúng lệch pha nhau, nghĩa là khử pha của các proton (nên có tên là thùy khử pha). Hậu quả của tình trạng lệch pha của các proton là tín hiệu bị suy giảm. Để điều chỉnh tình trạng lệch pha do nguyên nhân thang từ, chúng ta áp dụng một thùy hồi pha ngay sau thùy khử pha bằng cách đảo ngược chiều của thang từ, nghĩa là nếu ở thùy khử pha, thang từ tăng dần cường độ từ đầu này đến đầu kia thì trong thùy hồi pha, thang từ đảo hướng tác dụng, tăng dần cường độ theo chiều ngược lại. Cường độ và thời gian áp dụng thùy hồi pha được tính toán để có thể bù trừ được tình trạng lệch pha do thùy khử pha gây ra.


Hìn
h 3: Diễn tiến thời gian của các xung và thang từ được sử dụng để tạo ra chuỗi xung điểm vang spin. Điểm quan trọng nhất của những chuỗi xung loại này là chúng luôn có một xung tái lập 180o được phát ra tại thời điểm TE/2, cho phép tái lập một tín hiệu đủ mạnh tại thời điểm đo tín hiệu TE và được gọi là điểm vang spin.

Tuy nhiên trong chuỗi xung điểm vang spin, đối với thang từ mã hóa tần số Gf chúng ta không cần áp dụng thùy hồi pha theo chiều ngược lại với thùy khử pha vì tác dụng của thùy khử pha đã được xung tái lập điều chỉnh. Trong các chuỗi xung điểm vang thang từ (GRE) được thảo luận trong Phần 3 chúng ta phải dùng một thùy hồi pha theo chiều ngược lại để điều chỉnh tác dụng của thùy khử pha.

3. CHUỖI XUNG ĐIỂM VANG THANG TỪ

Như chúng ta đã biết từ Phần 2, chuỗi xung điểm vang spin SE bao gồm một xung kích thích 90o, theo sau là một xung tái lập 180o tại thời điểm TE/2 để điều chỉnh lại tình trạng lệch pha của các proton do ảnh hưởng của độ xê dịch hóa học và tính chất không đồng nhất của từ trường cục bộ vốn tồn tại trong mọi mô. Khuyết điểm của kỹ thuật này là thời kích TR dài làm tốn thời gian thu nhận tín hiệu và thời gian chụp ảnh.

Để có thể rút ngắn thời kích TR, người ta đưa ra một kỹ thuật chụp có tên là chuỗi xung điểm vang thang từ GRE (gradient echo). Chuỗi xung GRE này có hai đặc điểm quan trọng giúp chúng ta phân biệt nó với chuỗi xung điểm vang spin SE.

  1. Thứ nhất, chuỗi xung điểm vang thang từ GRE không dùng xung tái lập 180o. Thay vì thế, GRE chỉ sử dụng thêm một thùy hồi pha của thang mã tần số để điều chỉnh tình trạng lệch pha do tác dụng của thùy khử pha gây ra.

  2. Thứ hai, xung kích thích dùng một góc lật a < 90o thay vì một góc lật 90o như của xung kích thích trong chuỗi xung điểm vang spin.

Hình 4 trình bày sơ đồ diễn tiến thời gian của chuỗi xung điểm vang thang từ GRE. Tác dụng của chuỗi xung GRE được bàn luận ngay bên dưới.


Hình
4: Diễn tiến thời gian của các xung và thang từ trong chuỗi xung điểm vang thang từ GRE. Hai đặc điểm quan trọng của chuỗi xung GRE là xung kích thích có góc lật a < 90o và thay xung tái lập bằng thùy hồi pha của thang mã tần số Gf, tạo ra một điểm vang thang từ.

Như đã được giải thích trong Phần 2 rằng các thang từ đều làm cho các proton quay lệch pha nhau, dẫn đến tình trạng suy giảm tín hiệu. Ở đặc điểm thứ nhất, vì chuỗi xung điểm vang thang từ GRE không dùng xung tái lập 180o, người ta phải dùng một thùy hồi pha riêng cho thang mã tần số Gf để làm cho các proton quay cùng pha trở lại với nhau. Vì vậy dưới tác dụng của thùy hồi pha này, một điểm vang được hình thành và được gọi là điểm vang thang từ (gradient echo).

Mặc dù điều chỉnh được tình trạng lệch pha do tác dụng của thùy khử pha trong thang mã tần số, thùy hồi pha này không điều chỉnh được tình trạng lệch pha do tính không đồng nhất của từ trường cục bộ và độ xê dịch hóa học gây ra. Do vậy, hình thu được bằng chuỗi xung điểm vang thang từ về cơ bản là hình ảnh trọng T2* (T2*W), đặc biệt khi dùng thời vang TE đủ dài.

Trong thực tế, đặc thù trọng T2* này của chuỗi xung điểm vang thang từ GRE có thể được tận dụng để phát hiện một số loại tổn thương. Cụ thể, các tổn thương vôi hóa (chứa canxi) hoặc xuất huyết (chứa sắt) là những tổn thương có chứa các chất nhạy từ. Dưới tác dụng của từ trường ngoài, chúng trở nên nhiễm từ và làm cho các mô chứa chúng trở thành một từ trường rất không đồng nhất. Khi đó nếu dùng thời vang TE đủ dài, trên hình ảnh trọng T2* khi dùng chuỗi xung GRE, vùng mô đó sẽ hầu như mất tín hiệu.

Với đặc điểm thứ hai của chuỗi xung GRE, nghĩa là dùng một xung kích thích có góc lật nhỏ hơn 90o, chuỗi xung GRE cho phép dùng một thời kích TR ngắn hơn nhiều so với thời kích TR được dùng trong chuỗi xung SE. Như chúng ta đã biết từ Phần 3, sử dụng một xung kích thích có góc lật 90o sẽ lật hoàn toàn độ từ hóa dọc thành độ từ hóa ngang. Thế nhưng nếu dùng một góc lật nhỏ hơn, chúng ta vẫn có thể có được một độ từ hóa ngang đủ lớn để cho ra một tín hiệu có ích, đồng thời do độ từ hóa dọc chỉ bị lật một phần thành độ từ hóa ngang, thời gian cần để khôi phục lại độ từ hóa dọc sẽ ngắn hơn, cho phép sử dụng một thời kích TR ngắn hơn (Hình 5).

Trong một số trường hợp, thời kích TR được dùng trong chuỗi xung GRE có thể xấp xỉ bằng hoặc ngắn hơn thời gian T2 của một số mô đang được khảo sát. Hệ quả là tại thời điểm phát xung kích thích tiếp theo, độ từ hóa ngang của các mô có thời gian T2 dài hơn thời kích TR vẫn còn lại một ít. Thế rồi mỗi xung kích thích tiếp theo lại tiếp tục lật độ từ hóa ngang ngày càng xa hơn, cho đến khi độ từ hóa ngang được lật đứng lên trùng với độ từ hóa dọc, làm cho độ từ hóa dọc lúc này “lớn hơn chính nó”. Đến lúc này, độ từ hóa được xem như đã đạt trạng thái ổn định (steady state). Khi đó nó được gọi là độ từ hóa dọc ổn định (steady state longitudinal magnetization), được cấu thành bởi độ từ hóa dọc khôi phục được và độ từ hóa ngang còn dư.


Hìn
h 5: Ảnh hưởng của góc lật đối với độ từ hóa dọc và độ từ hóa ngang. (a) Với góc lật lớn gần bằng 90o, độ từ hóa dọc lật hầu như hoàn toàn thành độ từ hóa ngang, chỉ còn lại một ít chưa lật hết. (b) Với góc lật nhỏ hơn nhiều so với 90o, độ từ hóa dọc chỉ lật một ít thành độ từ hóa ngang và hầu như còn nguyên.

Chuỗi xung có nhiễu phá

Đối với độ từ hóa ngang còn dư xảy ra khi dùng TR ngắn trong các chuỗi xung điểm vang thang từ, chúng ta có thể nhiễu phá nó trước khi phát xung kích thích tiếp theo. Bằng cách này, độ từ hóa dọc tại thời điểm phát xung tiếp theo chỉ thuần túy là độ từ hóa dọc đã khôi phục lại được. Loại chuỗi xung này được gọi là chuỗi xung điểm vang thang từ có nhiễu phá (spoiled gradient echo sequence)

Để thực hiện nhiễu phá độ từ hóa ngang còn dư, người ta có thể sử dụng các xung hoặc các thang từ thích hợp. Nếu nhiễu phá bằng thang từ, thang từ nhiễu phá (spoiler gradient) này được áp dụng ngay trước thời điểm phát xung tiếp theo, bảo đảm không còn độ từ hóa ngang khi xung kích thích được phát ra (Hình 6).

Độ tương phản của các hình thu được bằng chuỗi xung này phụ thuộc vào các tham số thời kích TR, góc lật a và thời vang TE. Cụ thể, khi sử dụng thời vang TE dài, hình thu được bằng chuỗi xung này được xem là hình trọng T2* nhờ đặc tính nhạy cảm đối với tình trạng từ trường cục bộ không đồng nhất như đã phân tích ở trên. Nếu góc lật a khá lớn, hình thu được về cơ bản là hình trọng T1. Nếu muốn giảm góc lật, thời gian TR cũng phải giảm theo.

Trong thực tế, loại chuỗi xung có nhiễu phá này thường được dùng với các tên thương mại là FLASH (Fast Low Angle SHot) hoặc SPGR (SPoiled GRASS).


Hình 6:
Một thang từ nhiễu phá được áp dụng ngay trước khi phát xung kích thích tiếp theo để nhiễu phá độ từ hóa ngang còn dư. Nhờ vậy vào lúc phát xung kích thích, độ từ hóa ngang không còn, chỉ còn độ từ hóa dọc đã khôi phục lại được.

Chuỗi xung không nhiễu phá

Khi độ từ hóa ngang còn dư không bị nhiễu phá, nó có thể bị lật dần sau mỗi xung kích thích. Đến một lúc nào đó, độ từ hóa ngang sẽ bị lật hoàn toàn 360o và có chiều trùng với chiều của từ trường ngoài. Kết quả là độ từ hóa ngang còn dư cộng lực với độ từ hóa dọc đã khôi phục được, tạo ra một độ từ hóa dọc thực tế lớn hơn độ từ hóa dọc đã khôi phục, đạt đến một trạng thái gọi là trạng thái ổn định.

Để mau chóng đạt được trạng thái ổn định, người ta sử dụng thêm một thang từ có tác dụng trái ngược với thang mã pha và gọi là thang từ tái cuộn (rewinding gradient). Thật ra, thang từ tái cuộn chỉ là thùy hồi pha của thang mã pha nhưng được áp dụng ngay trước khi phát xung kích thích lần tiếp theo. Nghĩa là cứ ứng với mỗi cường độ của thang mã pha, chúng ta sẽ áp dụng một thang từ có cùng cường độ nhưng ngược chiều ngay trước khi phát xung kích thích (Hình 7).


Hìn
h 7: Thang từ tái cuộn được sử dụng trong các chuỗi xung không nhiễu phá thật ra là thùy hồi pha của thang mã pha. Hai mũi tên trái ngược nhau nằm giữa ký hiệu thang mã pha để chỉ chiều áp dụng ngược chiều nhau.

Về mặt độ tương phản, các hình thu được bằng các chuỗi xung không nhiễu phá là các hình trọng T2/T1. Nghĩa là, các mô có T1 ngắn hoặc T2 dài đều cho tín hiệu cao. Biểu hiện trọng T1 trên hình có nguồn gốc từ độ từ hóa dọc đã khôi phục lại được khi phát xung kích thích, trong khi đó biểu hiện trọng T2 lại do công lao của độ từ hóa ngang còn dư. Mức độ trọng T2/T1 vì vậy tùy thuộc vào các tham số TR và góc lật. Trong thực tế, chuỗi xung điểm vang thang từ không nhiễu phá có tên thương mại là FISP (Fast Imaging with Steady state Precession) hoặc GRASS (Gradient Recalled Acquisition in the Steady State).

Trong số các chuỗi xung không nhiễu phá, có một loại chuỗi xung rất nhanh có tên chung là SSFP (Steady State Free Precession) với các tên thương mại quen thuộc là trueFISP (hãng Siemens) hoặc FIESTA (hãng GE). Loại chuỗi xung này có góc lật khá lớn, khoảng 60o hoặc lớn hơn và thời gian TR rất ngắn (3 ms hoặc ngắn hơn). Thời gian TR ngắn như thế làm cho chuỗi xung này có thể ghi nhận các “khoảnh khắc”, nhờ vậy nó có thể được dùng trong các kỹ thuật chụp hình tim và các mạch máu lớn.

4. KỸ THUẬT KHÔI PHỤC ĐẢO NGHỊCH

Về cơ bản, kỹ thuật khôi phục đảo nghịch IR (inversion recovery) chỉ là một dạng mở rộng của chuỗi xung điểm vang spin SE. Nghĩa là một chuỗi xung khôi phục đảo nghịch IR cũng gồm có một xung kích thích 90o, tiếp theo tại thời điểm TE/2 là một xung tái lập 180o. Tuy nhiên trong khi thực hiện chuỗi xung khôi phục đảo nghịch IR, tại một thời điểm nhất định trước khi phát xung kích thích 90o, người ta phát một xung đảo 180o. Khoảng thời gian từ lúc phát xung đảo 180o đến lúc phát xung kích thích 90o được gọi là thời gian đảo nghịch hay thời đảo TI (inversion time). Hình 8 minh họa diễn tiến thời gian của các xung trong chuỗi xung khôi phục đảo nghịch.


Hìn
h 8: Diễn tiến thời gian trong chuỗi xung khôi phục đảo nghịch IR. Các trục của các thang từ Gs, Gf và Gp đã được lược bỏ để cho đơn giản. Thời đảo TI được tính là thời gian giữa xung đảo và xung kích thích. Chú ý rằng xung đảo 180o và xung tái lập 180o có bản chất hoàn toàn giống nhau. Tác dụng của chúng khác nhau vì chúng được phát ra tại những thời điểm khác nhau khi trạng thái cộng hưởng từ của các proton khác nhau. 

Câu hỏi đặt ra ở đây là: xung đảo 180o này có ảnh hưởng như thế nào đối với các tín hiệu cộng hưởng từ của các mô khi chuỗi xung điểm vang spin SE được phát ra sau đó?

Trước tiên hãy trở về tình huống trước khi phát xung kích thích 90o. Lúc này, độ từ hóa dọc M0 đang hướng thuận chiều với từ trường ngoài B0. Dưới tác dụng của xung đảo 180o, độ từ hóa dọc bị đảo ngược 180o và hướng theo chiều ngược lại (chiều âm). Sau khi tắt xung đảo, độ từ hóa dọc đảo ngược dần dần khôi phục trở lại độ từ hóa dọc ban đầu (theo chiều dương): trước tiên thu giảm độ lớn theo chiều âm, qua zero rồi lớn dần theo chiều dương.

Thời gian khôi phục độ từ hóa dọc phụ thuộc thời gian T1 của mô: phải mất một thời gian T1 để độ từ hóa dọc đang hướng theo chiều âm trở về zero, tiếp theo là một thời gian T1 nữa để độ từ hóa dọc này lấy lại độ lớn ban đầu theo chiều dương. Như vậy thời gian khôi phục lại độ từ hóa dọc của các mô có T1 dài ngắn khác nhau sẽ khác nhau; nghĩa là mô có T1 ngắn sẽ khôi phục nhanh hơn mô có T1 dài. Khi đó tại một thời điểm sau khi tắt xung đảo 180o sao cho các mô chưa khôi phục hoàn toàn độ từ hóa dọc ban đầu, độ từ hóa dọc của một số mô vẫn còn âm (do có T1 dài), một số mô trở thành zero (do có T1 trung bình) và một số mô khác đã dương (do có T1 ngắn). Hình 9 minh họa quá trình khôi phục độ từ hóa dọc của hai mô A và B tại các thời điểm khác nhau x1, x2, x3, x4 và x5.


Hìn
h 9: Diễn tiến khôi phục các độ từ hóa dọc (vectơ xanh và đỏ) tương ứng với hai mô: mô A (T1 ngắn) và B (T1 dài) qua nhiều thời điểm sau khi tắt xung đảo 180o. (x1) Cả hai độ từ hóa đều âm. (x2) Độ từ hóa dọc của mô A (vectơ xanh) gần như bằng zero. (x3) Độ từ hóa của mô A đã dương nhưng mô B còn âm. (x4) Mô B lúc này gần như bằng zero còn mô A đã dương khá nhiều. (x5) Mô B bắt đầu dương, mô A gần như đã khôi phục hoàn toàn.

Bây giờ nếu phát một xung kích thích 90o, tác dụng của xung kích thích này phụ thuộc vào tình trạng khôi phục độ từ hóa dọc của mỗi mô. Cụ thể, các mô có độ từ hóa dọc còn độ lớn (dương hoặc âm) sẽ bị lật thành độ từ hóa ngang và cho ra tín hiệu cộng hưởng từ, trong khi đó các mô có độ từ hóa dọc bằng zero cũng sẽ có độ từ hóa ngang bằng zero và vì thế không có tín hiệu cộng hưởng từ.

  1. Đối với mô A có thời gian T1 ngắn, tình trạng mất tín hiệu xảy ra tại thời điểm x2 khi dùng thời đảo TI ngắn.

  2. Đối với mô B có thời gian T1 dài, tình trạng mất tín hiệu xảy ra tại thời điểm x4 (dùng thời đảo TI dài).

Khả năng xóa mất tín hiệu của một mô là một đặc điểm quan trọng nhất của kỹ thuật khôi phục đảo nghịch. Khi đó, tổn thương bị che khuất bên dưới có thể được bộc lộ ra rõ ràng hơn. Để xóa được tín hiệu của một mô, thời đảo TI cần chọn cho phù hợp với thời gian T1 của mô muốn xóa. Tính toán cụ thể cho thấy giá trị TI thường xấp xỉ khoảng 0,7 giá trị của T1.

Trong thực tế người ta thường dùng hai loại chuỗi xung khôi phục đảo nghịch IR: chuỗi STIR (short tau TI inversion recovery) để làm mất tín hiệu của mỡ (xóa mỡ) và chuỗi FLAIR (fluid attenuated inversion recovery) để làm mất tín hiệu của các dịch (thường là dịch não tủy).

Chuỗi STIR

Mục đích của chuỗi xung STIR là làm mất tín hiệu của mô mỡ, do vậy thời đảo TI được chọn khá ngắn, gần với thời gian T1 của mô mỡ. Cụ thể hơn, ở từ trường 1 Tesla, giá trị của TI khoảng 135-150 ms; ở từ trường 1,5 Tesla, giá trị của TI khoảng 155-175 ms. Với thời đảo TI ngắn như vậy, độ từ hóa dọc của các mô có thời gian T1 dài vẫn còn rất âm, trong khi đó độ từ hóa dọc của các mô có thời gian T1 ngắn chỉ còn âm ít hoặc có thể dương ít. Kết quả là khi phát xung kích thích, các mô có T1 dài sẽ cho ra tín hiệu mạnh hơn các mô có T1 ngắn.

Trong thực tế, chuỗi STIR thường có TR dài và TE ngắn. Với các tham số như vậy, hình thu được bằng chuỗi xung STIR là một hình đảo ngược (âm bản) của hình trọng T1 (T1W).

Chuỗi xung FLAIR

Mục đích của chuỗi xung FLAIR là xóa tín hiệu của các dịch đơn giản như dịch não tủy. Để làm được điều này, thời đảo TI được chọn thật dài (trên 2000 ms), phù hợp với thời gian T1 dài của các dịch.

Điển hình, chuỗi xung FLAIR có TR thật dài và TE dài. Kết quả là ảnh thu được từ chuỗi xung này thuộc loại ảnh trọng T2 (T2W) nhưng các thành phần thuần nước và dịch không có tín hiệu.

5. KỸ THUẬT BÃO HÒA

Theo một nghĩa nào đó, kỹ thuật bão hòa có thể được xem như cùng nhóm với kỹ thuật khôi phục đảo nghịch. Nghĩa là, cả hai đều dùng một xung chuẩn bị trước khi phát xung kích thích. Trong trường hợp khôi phục đảo nghịch, xung chuẩn bị là một xung 180o, làm lật ngược độ từ hóa dọc từ dương thành âm.

Trong trường hợp bão hòa, xung chuẩn bị cần lật hoàn toàn độ từ hóa dọc thành độ từ hóa ngang. Vùng mô có độ từ hóa dọc được lật hoàn toàn thành độ từ hóa ngang được xem như đã đạt tình trạng đã bão hòa (saturated). Lúc này nếu nhiễu phá độ từ hóa ngang, vùng mô đã bão hòa sẽ “trơ” đối với xung kích thích và không có tín hiệu. Xung chuẩn bị loại này được gọi là xung bão hòa (saturation pulse).

Mỗi xung bão hòa được chọn hoàn toàn phụ thuộc vào vùng mô cần xóa tín hiệu. Tuy nhiên về cơ bản, xung bão hòa bao gồm một xung được thiết kế đặc biệt để kích thích vùng mô cần xóa, lật hoàn toàn độ từ hóa dọc của vùng mô này thành độ từ hóa ngang. Sau đó sử dụng một thang từ hoặc một xung khác nhiễu phá độ từ hóa ngang, tương tự như kỹ thuật nhiễu phá được dùng trong chuỗi xung GRE có nhiễu phá. Kết quả là vùng mô không còn độ từ hóa dọc lẫn độ từ hóa ngang. Vì vậy khi xung kích thích được phát ra sau đó, nó hoàn toàn trơ và không cho ra tín hiệu.

Để cho cụ thể hơn, chúng tôi sẽ nêu ra ba kỹ thuật xung bão hòa được sử dụng khá rộng rãi trong thực tế lâm sàng: bão hòa chọn lọc vùng, bão hòa chọn lọc độ xê dịch hóa học và kỹ thuật truyền độ từ hóa MT.

Bão hòa chọn lọc vùng

Mục đích của xung bão hòa chọn lọc vùng là làm bão hòa một vùng cơ thể không muốn có tín hiệu. Thông thường người ta dùng một xung bão hòa cho mỗi xung kích thích, mặc dù trong các kỹ thuật chụp nhanh, người ta có thể dùng một xung bão hòa chung cho nhiều xung kích thích.

Một trong những ứng dụng phổ biến nhất của xung bão hòa loại này là bão hòa dòng chảy hoặc bão hòa các mô chuyển động. Chúng ta biết rằng dòng chảy của máu hoặc sự chuyển động của mô là một nguyên nhân gây ra các ảnh giả hoặc ảnh nhiễu (artifact). Tình trạng này xảy ra bởi vì trong thực tế chúng ta luôn phải mất một khoảng thời gian nhất định giữa lúc phát xung kích thích và lúc đo nhận tín hiệu. Để làm mất tín hiệu của phần dòng chảy hiện diện tại vùng cơ thể cần khảo sát, người ta tính toán tốc độ của dòng chảy và phát một xung bão hòa cho toàn bộ vùng cơ thể hiện đang chứa phần dòng chảy vốn sẽ đi vào vùng cơ thể cần khảo sát vào khoảng thời gian phát xung kích thích. Nhờ vậy khi phát xung kích thích cho vùng cơ thể cần khảo sát, phần dòng chảy đã bị bão hòa và không có tín hiệu.

Bão hòa chọn lọc độ xê dịch hóa học

Như chúng ta đã biết sự khác biệt giữa tần số cộng hưởng từ của các proton trong các phân tử được gọi là độ xê dịch hóa học (chemical shift). Mặt khác, do đặc thù cấu tạo hóa học của mình, nước và mỡ là những loại phân tử thực sự tạo ra tín hiệu cộng hưởng từ, chủ yếu là từ các proton có mặt trong phân tử của chúng. Nói cách khác, hình ảnh cộng hưởng từ chẳng qua là bản đồ phân bố nước và mỡ trong cơ thể. Do vậy, độ xê dịch hóa học giữa nước và mỡ có thể được sử dụng khi cần xóa bỏ tín hiệu của một trong hai chất này.

Theo đó, để xóa mỡ bằng phương pháp bão hòa mỡ (fat saturation), người ta dùng một xung có tần số phù hợp với tần số quay của proton của mỡ, lật hoàn toàn độ từ hóa dọc của nó thành độ từ hóa ngang rồi nhiễu phá độ từ hóa ngang. Xung bão hòa được thiết kế cho mục đích này hầu như không có tác dụng gì trên proton của nước. Do vậy khi xung kích thích được phát ra, chỉ có nước là thành phần tham gia tạo tín hiệu; tín hiệu của mỡ lúc này không có. Ngược lại nếu muốn xóa tín hiệu của nước, người ta thực hiện tương tự: sử dụng một xung bão hòa nước rồi sau đó phát xung kích thích. Tín hiệu lúc này chỉ là tín hiệu của mỡ.

Cũng có thể phối hợp kỹ thuật xung bão hòa với một kỹ thuật khác. Chẳng hạn nếu muốn có ảnh “thuần silicon” ở những người bơm hoặc ghép silicon vào ngực, người ta có thể phối hợp chuỗi xung STIR (xóa mỡ) với kỹ thuật bão hòa nước để xóa nước. Kết quả là chỉ còn lại tín hiệu từ silicon, cho ra một ảnh thuần silicon.

Cũng cần nói thêm rằng khi sử dụng chuỗi xung bão hòa mỡ, vốn thường được gọi là xung Fatsat (FS), góc lật của xung bão hòa thường lớn hơn 90o. Vì thời gian T1 của mỡ khá ngắn nên nếu sử dụng góc lật 90o, độ từ hóa dọc có thể sẽ được khôi phục lại một phần trước khi phá nhiễu xong độ từ hóa ngang, khiến cho hình ảnh vẫn còn sót lại tín hiệu của mô mỡ. Với góc lật được chọn lựa phù hợp, thông thường từ 100o đến 150o, độ từ hóa dọc sẽ khôi phục về zero, cho ra hình ảnh được xóa mỡ tốt hơn.

Kỹ thuật truyền độ từ hóa MT

Dưới tác dụng của các xung kích thích với dải tần số được dùng trong thực tế lâm sàng, chúng ta biết rằng proton trong các đại phân tử như protein và phospholipid của màng tế bào không tạo ra được tín hiệu cộng hưởng từ. Điều này không có nghĩa rằng chúng hoàn toàn “vô tâm” trước hiện tượng cộng hưởng từ. Thực tế là các proton này cũng bị từ hóa và bão hòa. Độ từ hóa sau đó truyền sang cho các proton trong các phân tử nước nằm xung quanh (được gọi là nước tù), làm giảm bớt tín hiệu có thể thu nhận được từ các phân tử nước này. Hiện tượng độ từ hóa bão hòa truyền từ các đại phân tử sang các phân tử nước xung quanh được gọi là hiện tượng truyền độ từ hóa MT (magnetization transfer).

Hiện tượng truyền độ từ hóa MT này có thể được sử dụng khi chúng ta muốn xóa tín hiệu của một số mô mềm bởi vì nước ở mô mềm chủ yếu là nước tù. Để thực hiện điều này, chúng ta dùng một xung bão hòa có tần số thấp hơn hoặc cao hơn dải tần số của nước và mỡ. Với xung bão hòa loại này, hiện tượng truyền từ hóa MT xảy ra, làm giảm hoặc mất tín hiệu của vùng mô mềm cần xóa.

6. KỸ THUẬT KHỬ MỠ

Chúng ta đã biết rằng tín hiệu cộng hưởng từ thu được trong thực tế chủ yếu là tín hiệu của nước và một phần ít hơn là mỡ. Trong các ứng dụng lâm sàng chúng ta gặp nhiều trường hợp cần làm mất tín hiệu của mỡ, chẳng hạn khi muốn làm rõ hơn tình trạng bắt thuốc tương phản của một số tổn thương sau khi tiêm thuốc hay muốn khẳng định mô tổn thương chính là mô mỡ. Lúc này, khử mỡ hay xóa mỡ (fat suppression) bằng một kỹ thuật nào đó là một yêu cầu cần được thực hiện để khẳng định chẩn đoán.

Trong hai phần trước chúng ta đã biết rằng khử mỡ có thể được thực hiện bằng kỹ thuật xung đảo nghịch và kỹ thuật bão hòa. Với kỹ thuật xung đảo nghịch, thời đảo TI cần chọn gần bằng với thời gian T1 của mỡ. Bằng cách đó, mỡ sau khi bị đảo nghịch 180o sẽ khôi phục trong khoảng thời đảo TI về zero. Khi này nếu xung kích thích được phát ra, độ từ hóa dọc của mỡ bằng zero nên không tạo ra được độ từ hóa ngang và vì thế không cho tín hiệu. Với kỹ thuật xung bão hòa, thay vì phát xung đảo nghịch trước khi phát xung kích thích, người ta phát xung bão hòa chọn lọc đối với mỡ. Nghĩa là xung này chỉ làm độ từ hóa dọc của mỡ lật thành độ từ hóa ngang. Tiếp theo sau xung bão hòa mỡ là một xung nhiễu phá hoặc thang từ nhiễu phá để làm mất hoàn toàn độ từ hóa ngang. Sau đó nếu một xung kích thích bình thường được phát ra, chỉ có nước còn độ từ hóa dọc và lật thành độ từ hóa ngang rồi phát ra tín hiệu; mỡ hoàn toàn bị “trơ” đối với xung kích thích này.

Ngoài hai kỹ thuật này, chúng ta bây giờ sẽ tìm hiểu thêm hai kỹ thuật có tác dụng khử mỡ, đó là kỹ thuật Dixon và kỹ thuật kích thích có chọn lọc phổ không gian.

Kỹ thuật Dixon

Chúng ta đã biết rằng tần số quay của proton trong nước và mỡ thật sự không giống nhau và khác biệt này được gọi là độ xê dịch hóa học. Nói chính xác hơn, nước quay nhanh hơn mỡ với độ xê dịch hóa học vào khoảng 3,5 phần triệu (ppm hay parts per million).

Sau khi được kích thích, lúc đầu cả nước và mỡ đều quay cùng pha hay đồng pha (in-phase). Theo thời gian, nước quay nhanh hơn nên giữa chúng bắt đầu lệch pha nhau cho đến lúc chúng nghịch pha hay đối pha (opposed phase), nghĩa là pha chênh nhau 180o. Khi này tín hiệu chung sẽ giảm đi rõ rệt. Tuy nhiên do nước vẫn tiếp tục quay nhanh hơn nên sau một khoảng thời gian giống như trên, nước và mỡ trở lại đồng pha. Khi này tín hiệu chung lại mạnh trở lại.

Kỹ thuật Dixon thực chất là một kỹ thuật đo đạc tín hiệu và xử lý. Theo kỹ thuật này, để có được ảnh khử mỡ, chúng ta thực hiện hai lần đo tín hiệu và tạo ra hai bộ ảnh. Một ảnh đo tại thời điểm nước và mỡ nghịch pha, gọi là ảnh nghịch pha (opposed-phase image); ảnh còn lại đo tại thời điểm nước và mỡ trở lại đồng pha, gọi là ảnh đồng pha (in-phase image). Với từ trường 1,5 T, ảnh nghịch pha đo tại thời điểm 2,25 ms còn ảnh đồng pha đo tại thời điểm 4,5 ms. Hai ảnh đồng pha và nghịch pha có thể được đo riêng rẽ hoặc đo xen kẽ với nhau bằng kỹ thuật điểm vang kép.

Khi cộng tín hiệu của hai ảnh nghịch pha và đồng pha ở khâu xử lý, chúng ta thu được ảnh khử mỡ bằng kỹ thuật Dixon. Nói một cách dễ hiểu, ảnh đồng pha là ảnh “nước+mỡ” còn ảnh nghịch pha là ảnh “nước-mỡ”. Tổng của hai ảnh này là ảnh của nước đã khử mất tín hiệu mỡ.

Kích thích có chọn lọc phổ không gian

Trong kỹ thuật kích thích có chọn lọc phổ không gian (spatial-spectral selective exitation), người ta tìm cách kích thích một mình nước mà không kích thích mỡ. Tuy nhiên sử dụng một xung kích thích duy nhất có tần số hẹp đối với nước lại không hiệu quả. Thay vì thế người ta sử dụng xung tổ hợp (composite pulse). Xung tổ hợp này bao gồm nhiều xung với nhiều góc lật khác nhau, được phát ra tại nhiều thời điểm khác nhau đã được thiết kế một cách hợp lý để tổng tác dụng của chúng là nước có được một độ từ hóa phù hợp còn mỡ không còn độ từ hóa nào. Kết quả là chỉ có nước cho tín hiệu.

7. NHỮNG ĐIỂM CẦN GHI NHỚ

  • Tập hợp các xung và các thang chọn lớp, thang mã tần số cũng như thang mã pha, cùng với thời kích TR và TE phù hợp, tạo thành một chuỗi xung (pulse sequence).

  • Chuỗi xung điểm vang spin SE gồm có một xung kích thích 90ovà một xung tái lập 180o được phát tại thời điểm TE/2, cho ra một điểm vang spin (spin echo) tại thời điểm TE.

  • Chuỗi xung điểm vang thang từ GRE sử dụng một xung kích thích có góc lật nhỏ hơn 90o và không dùng xung tái lập 180o. Thay vì thế nó dùng một thùy khử pha của thang mã tần số để tạo ra một điểm vang.

  • Kỹ thuật khôi phục đảo nghịch IR gồm một xung đảo 180o được phát trước khi phát xung kích thích 90o một thời đảo TI thích hợp để làm cho độ từ hóa dọc của một mô cần xóa có giá trị zero tại thời điểm phát xung kích thích. Xung STIR được dùng để xóa mỡ có thời đảo TI khá ngắn. Xung FLAIR được dùng để xóa các dịch, nhất là dịch não tủy, với thời đảo rất dài (trên 2000 ms).

  • Giống với kỹ thuật xung đảo nghịch, kỹ thuật bão hòa sử dụng một xung chuẩn bị trước khi phát xung kích thích với mục đích làm bão hòa một loại mô nào đó. Kỹ thuật bão hòa có thể dùng để xóa tín hiệu của mỡ, của nước hoặc của dòng chảy.

  • Để xóa tín hiệu của mỡ, ngoài cách dùng kỹ thuật khôi phục đảo nghịch và bão hòa, người ta còn có thể dùng kỹ thuật Dixon và kích thích có chọn lọc phổ không gian.

Nguồn: Trần Đức Quang (2008), Nguyên lý và kỹ thuật chụp cộng hưởng từ, Chương 5, NXB ĐHQG TPHCM, Trang 71-88.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

PHẦN 4: KỸ THUẬT ĐO TÍN HIỆU VÀ TẠO ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ

Như chúng ta đã biết, tín hiệu cộng hưởng từ mạnh nhất tại thời điểm vừa tắt xung kích thích. Sau đó tín hiệu sẽ giảm dần theo thời gian, một hiện tượng mà chúng ta gọi là hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID. Thế nhưng nếu chỉ đo tín hiệu một lần ngay tại thời điểm tín hiệu mạnh nhất, chúng ta gặp phải hai vấn đề sau:

  1. Tín hiệu lúc này chưa có thông tin gì cho thấy sự khác biệt giữa các cấu trúc giải phẫu hay các mô khác
  2. Tín hiệu lúc này chưa có thông tin gì cho phép định vị được nơi phát ra tín hiệu.

Độc giả rất có thể sẽ phản ứng ngay. Ở điểm (1), các cấu trúc khác nhau thì mật độ proton khác nhau, cho ra các tín hiệu khác nhau, sao lại nói chưa có thông tin gì về sự khác biệt giữa các cấu trúc? Ở điểm (2), nơi phát tín hiệu chính là cơ thể bệnh nhân, sao lại không định vị được?

Mấu chốt của vấn đề là, chúng ta không thể đo được tín hiệu của từng proton, cũng không thể đo được tín hiệu của từng mô hay từng cấu trúc. Chúng ta chỉ đo được tín hiệu chung, nghĩa là tín hiệu tổng hợp của toàn cơ thểVậy thì, làm thế nào để tín hiệu tổng hợp đó chứa đựng đủ thông tin cho phép chúng ta xác định được:

  1. Các tín hiệu thành phần đã tạo ra tín hiệu tổng hợp,
  2. Mỗi tín hiệu thành phần có độ lớn (cường độ) là bao nhiêu, và
  3. Mỗi tín hiệu thành phần được phát ra từ đâu.

Trong phần này chúng ta sẽ tập trung vào các vấn đề có tính chất kỹ thuật, bao gồm các kỹ thuật tái lập, đo đạc và xử lý tín hiệu để tạo ra một bức ảnh cộng hưởng từ. Nội dung chủ yếu của phần bao gồm:

  • Lớp cắt
  • Các tính chất của ảnh cộng hưởng từ
  • Mã hóa vị trí không gian
  • Xử lý tín hiệu và tạo ảnh

1. LỚP CẮT

Trước khi tìm hiểu về quá trình tạo ảnh cộng hưởng từ, chúng ta cần tìm hiểu một số khái niệm liên quan đến đối tượng hay vật được chụp ảnh cộng hưởng từ. Trong phạm vi cộng hưởng từ y học, chúng ta cần chụp một vùng cơ thể của một bệnh nhân bằng cách “cắt” vùng đó thành từng lớp hay lát mỏng để có thể “nhìn thấu” vào bên trong vùng đó trong khi bệnh nhân vẫn đang “sống”. Không giống với CT chỉ cho phép cắt ngang trục, kỹ thuật cộng hưởng từ cho phép chúng ta cắt một vùng cơ thể theo một hướng bất kỳ. Ba kiểu lớp cắt cơ bản là: cắt ngang trục (axial), cắt dọc đứng (sagittal) và cắt dọc ngang (coronal). Trong cuốn sách này chúng ta không cần phân biệt từng kiểu cắt mà chỉ gọi chung là lớp cắt hay lát cắt (slice) (Hình 1).


Hình 1: Mỗi lớp cắt là một khối cơ thể cần khảo sát với một độ dày nhất định. Quang trường là phần diện tích cần khảo sát trên bề mặt của lớp cắt, có thể bao quát toàn bộ diện tích của lớp cắt (hình chữ nhật lớn) hoặc chỉ một vùng nào đó (hình chữ nhật nhỏ).

Độ dày lớp cắt

Mỗi lớp cắt có một chiều cao hay một độ dày (thickness) nhất định (Hình 1). Nghĩa là, lớp cắt không chỉ là bề mặt của vùng cơ thể cần khảo sát mà là một khối thể tích của cơ thể. Vì vậy, chụp hình một lớp cắt không phải là chụp bề mặt đơn thuần: chúng ta chụp hình cả một khối thể tích mỏng của cơ thể (lớp cắt) rồi chiếu lên một mặt phẳng, cho ra một hình trông như bề mặt của một vùng cơ thể khi bị cắt ngang.

Các lớp cắt song song với nhau thường có độ dày bằng nhau. Nếu các lớp cắt khá thưa, giữa hai lớp kế cận có thể còn một khoảng trống (Hình 2a). Khi này, khối cơ thể nằm ở khoảng trống không được chụp hình. Ngược lại, nếu các lớp cắt quá dày, chúng có thể chồng lên nhau (Hình 2c). Lý tưởng nhất là chúng ta cắt vừa phải sao cho các lớp cắt sẽ nằm sát nhau, không có khoảng trống giữa chúng (Hình 2b). Ở trường hợp này, chúng ta sẽ chụp được toàn bộ vùng cơ thể cần khảo sát mà không bỏ sót bất kỳ một phần nào.


Hình 2:
(a) Hai lớp kế cận nằm vừa sát với nhau, không có khoảng trống giữa chúng. (b) Hai lớp kế cận chồng lên nhau khi cắt quá dày. (c) Cắt quá thưa để lại một khoảng trống giữa hai lớp cắt kế cận.

Quang trường

Trong nhiều trường hợp chúng ta không cần khảo sát hết toàn bộ lớp cắt. Chẳng hạn khi đánh giá tình trạng thoái hóa cột sống vùng thắt lưng, chúng ta chỉ muốn khảo sát cột sống và các cấu trúc có liên quan như dây chằng, đĩa đệm, khối cơ dựng sống và hầu như bỏ qua các tạng trong ổ bụng. Trong trường hợp này nếu cắt ngang bụng, chúng ta chỉ cần tập trung chụp một vùng nhỏ bao quanh cột sống. Nếu quan sát trên bề mặt của lớp cắt, chúng ta chỉ muốn quan sát một diện tích nhỏ quanh cột sống.

Khái niệm quang trường FOV (field of view) muốn nói đến phần diện tích cần khảo sát trên bề mặt của một lớp cắt. Trong những tình huống thông thường, quang trường luôn bao quát hết toàn bộ diện tích bề mặt của lớp cắt. Tuy nhiên khi cần khảo sát tập trung một vùng, quang trường có khi chỉ chiếm một phần diện tích nhỏ. Trong thực tế, quang trường của vùng cần khảo sát được xem là diện tích hình chữ nhật bao hết vùng đó (Hình 1), tính bằng cm2 hoặc mm2.

Theo cách này, một lớp cắt ngang qua đầu sẽ có quang trường nhỏ hơn so với một lớp cắt ngang qua bụng; một lớp cắt dọc đứng đôi khi có quang trường lớn hơn nhiều so với lớp cắt ngang. Một quang trường lớn cho phép chúng ta đánh giá tổng thể tốt hơn nhưng có thể bỏ sót những thương tổn nhỏ. Ngược lại một quang trường nhỏ cho phép thấy được nhiều chi tiết cấu trúc rất có thể không ghi nhận được trong một quang trường lớn.

Cũng cần phân biệt quang trường với độ phóng đại (magnification). Độ phóng đại liên quan đến việc hiển thị hình ảnh trên màn hình máy tính hoặc in ra phim (thiết bị), chỉ ra rằng ảnh trên màn hình hay ảnh in ra phim có kích thước lớn hơn ảnh gốc bao nhiêu lần. 

Voxel

Với các đại lượng độ dày và quang trường, lớp cắt của chúng ta thật sự là một khối thể tích hình hộp chữ nhật (rất mỏng). Nếu chia nhỏ lớp cắt thành nhiều khối hộp nhỏ hơn nữa như được minh họa trong Hình 3, mỗi khối hình hộp chữ nhật nhỏ này sẽ có chiều cao bằng với độ dày của lớp cắt và diện tích đáy của nó chiếm một phần trong quang trường. Chúng ta gọi mỗi khối hình hộp là một phần tử thể tích hay voxel (volume element).


Hìn
h 3: Voxel là một khối thể tích nhỏ của lớp cắt có chiều cao bằng độ dày của lớp cắt và diện tích đáy được xem là kích thước của một pixel.

Rõ ràng, thể tích của voxel phụ thuộc vào mức độ chia nhỏ lớp cắt. Với một lớp cắt nhất định, nếu chúng ta chia lớp cắt thành nhiều voxel thì thể tích của mỗi voxel sẽ giảm đi; ngược lại nếu chia thành ít voxel hơn, thể tích của voxel sẽ lớn hơn. Giả sử một lớp cắt có độ dày 5mm và quang trường của nó có diện tích 200 x 200 = 40.000 mm2. Nếu chúng ta chia lớp cắt này thành 65.536 voxel, mỗi voxel khi đó sẽ có thể tích 3 mm3. Ngược lại nếu chia lớp cắt thành nhiều voxel hơn, chẳng hạn 100.000 voxel, thể tích mỗi voxel khi này sẽ là 2 mm2.

2. CÁC TÍNH CHẤT CỦA HÌNH CỘNG HƯỞNG TỪ

Sau khi đã tìm hiểu các đại lượng biểu thị cho bản thân vật được chụp hình như lớp cắt, độ dày lớp cắt, quang trường và voxel, trong phần này chúng ta sẽ xem xét các tham số được biểu thị trên hình khi chúng được quy gán từ các đại lượng đã nêu.

Pixel và ma trận ảnh

Khi đo tín hiệu cộng hưởng từ, chúng ta không thể phân định được tín hiệu của từng proton mà chỉ phân định được tín hiệu chung của các proton trong một đơn vị thể tích. Đơn vị thể tích mà chúng ta dùng để quy gán tín hiệu chính là voxel. Khi tạo ảnh, tín hiệu chung của các proton trong một voxel được biểu thị bằng một điểm ảnh: cứ một voxel sẽ có một điểm ảnh tương ứng. Chúng ta gọi mỗi điểm ảnh như thế là một phần tử ảnh hay pixel (picture element).

Kích thước của mỗi pixel được xem là phần diện tích của voxel tương ứng khi nó bộc lộ trên bề mặt của lớp cắt (Hình 3). Tổng diện tích của các pixel chính là quang trường. Chẳng hạn với lớp cắt có độ dày 5 mm và quang trường 40.000 mm2 trong thí dụ ở phần trước, khi lớp cắt được chia thành 65.536 voxel, tương ứng với 65.536 pixel, diện tích của mỗi pixel khi đó sẽ là 0,6 mm2.

Theo quy ước, quang trường là một hình chữ nhật. Vì thế để dễ đối chiếu trên hình, người ta mô tả số lượng pixel dưới dạng ma trận ảnh (image matrix). Cụ thể, một ma trận ảnh n x m muốn nói rằng ảnh có n hàng và m cột pixel. Nghĩa là nếu đếm trên một hàng, ảnh có m pixel còn nếu đếm trên một cột, ảnh có n pixel. Tổng số pixel của ảnh được tính bằng cách lấy n nhân với m. Chẳng hạn nếu một ảnh được mô tả bằng ma trận ảnh 256 x 128, chúng ta biết rằng có cả thảy 256 x 128 = 32.768 pixel được xếp sát vào 256 hàng và 128 cột.

Hình 4 minh họa hai ma trận ảnh có quang trường bằng nhau nhưng có số lượng pixel khác nhau. Vì mỗi voxel được biểu thị bằng một pixel trên hình nên với một quang trường nhất định, khi số pixel càng lớn, kích thước mỗi pixel càng nhỏ. Nếu biết được cả độ dày lớp cắt, chúng ta có thể tính ra thể tích tương ứng của mỗi voxel. Do vậy đối với một lớp cắt nhất định có quang trường và độ dày đã biết, ma trận ảnh của nó cho chúng ta hình dung kích thước của mỗi voxel mà như chúng ta sẽ phân tích tiếp trong đoạn sau, kích thước của voxel có liên quan mật thiết đến khả năng phân định chi tiết các cấu trúc giải phẫu. Cụ thể hơn, khi thể tích voxel càng nhỏ, chi tiết các cấu trúc càng rõ nét.


Hình 4:
Pixel và ma trận ảnh. Quang trường của hai hình đều bằng nhau. (a) Một ma trận ảnh 8 x 8 có 64 pixel, được sắp thành 8 hàng và 8 cột. (b) Ma trận 16 x 10 có diện tích bề mặt (quang trường) bằng với (a) nhưng do số pixel tăng lên (160 pixel) nên kích thước của mỗi pixel giảm đi.

Độ phân giải không gian

Khi thực hiện khảo sát một vùng cơ thể bằng cộng hưởng từ, chúng ta muốn có khả năng phân định vùng khảo sát càng chi tiết càng tốt. Mức chi tiết của vùng cần khảo sát mà hệ thống cộng hưởng từ có thể phân định được gọi là độ phân giải không gian (spatial resolution). Độ phân giải không gian là một chỉ số quan trọng khi đánh giá chất lượng của một hình ảnh cộng hưởng từ. Một hình cộng hưởng từ có độ phân giải không gian cao cho chúng ta biết rằng chi tiết của vùng đang khảo sát được ghi nhận tốt hơn. Kết quả là:

  1. Số lượng các cấu trúc nhỏ có thể ghi nhận được sẽ tăng lên
  2. Mỗi cấu trúc sẽ được hiển thị rõ nét hơn, và
  3. Ranh giới giữa các cấu trúc sẽ rõ ràng hơn.

Mặt khác, khi đo tín hiệu cộng hưởng từ, mỗi voxel được xem như một đơn vị quy gán tín hiệu: tín hiệu của các proton trong một voxel sẽ được tính bình quân để cho ra một tín hiệu chung. Nghĩa là chúng ta có thể xem voxel là mức chi tiết nhỏ nhất mà chúng ta phân định được tín hiệu từ đó phát ra.

Tuy nhiên do tín hiệu chung được lấy bình quân, nó là giá trị “cào bằng”. Nghĩa là mọi proton trong voxel được xem như chỉ phát ra tín hiệu chung đó. Giá trị cào bằng này sẽ ít đại diện cho tín hiệu của từng proton có trong voxel nếu thể tích voxel quá lớn bởi lẽ khi đó, một voxel có nhiều khả năng chứa nhiều loại mô khác nhau. Nếu bản thân các phần mô nằm trong một voxel có cường độ tín hiệu khác biệt quá lớn, tín hiệu chung của chúng sẽ cào bằng sự khác biệt này, biểu hiện như thể toàn bộ voxel chỉ có một cấu trúc đồng nhất. Khi đó, ranh giới giữa các mô trong vùng đang khảo sát bị xóa mờ không còn rõ nét nữa.

Do vậy, mức chi tiết của vùng khảo sát phụ thuộc vào thể tích voxel. Nghĩa là độ phân giải không gian được biểu thị hoàn toàn bằng thể tích voxel: thể tích voxel càng nhỏ, độ phân giải không gian càng cao.

Khẳng định vừa nêu ở trên cho phép chúng ta lượng hóa khái niệm độ phân giải bằng thể tích voxel và có thể tính được độ phân giải dựa trên các tham số độ dày lớp cắt, quang trường và ma trận ảnh. Về mặt định tính, chúng ta có thể đưa ra một số kết luận quan trọng:

  1. Với một quang trường nhất định và độ dày lớp cắt nhất định, số pixel trong một ma trận ảnh càng nhiều, độ phân giải không gian càng cao, cho ra ảnh càng sắc nét.
  2. Với một quang trường nhất định và ma trận ảnh nhất định, lớp cắt càng dày, độ phân giải không gian càng thấp, cho ra ảnh càng nhòe.

Tỷ lệ tín hiệu / nhiễu

Tín hiệu cộng hưởng từ phát ra từ các voxel mà chúng ta thu nhận được không phải là tín hiệu “tinh khiết”. Môi trường xung quanh có thể sinh ra một lượng tín hiệu nhỏ đi kèm với tín hiệu được phát ra từ voxel. Lượng tín hiệu không mong muốn này được gọi là độ nhiễu (noise). Nếu độ nhiễu cao, tín hiệu thu được sẽ không chính xác, tạo ra hình ảnh không trung thực. Thế nhưng, đo đạc và tính toán được độ nhiễu thường mất rất nhiều công sức và rất khó thực hiện. Thực sự là, tỷ lệ tín hiệu/nhiễu hay tỷ lệ SNR (signal to noise ratio), nghĩa là độ lớn của tín hiệu thực so với độ nhiễu, có ý nghĩa thực tiễn hơn bản thân độ nhiễu. Tỷ lệ SNR càng lớn, độ trung thực của ảnh càng cao.

Trong kỹ thuật chụp cộng hưởng từ, tỷ lệ SNR là một tham số rất quan trọng. Để có được hình ảnh với độ trung thực cao, chúng ta phải đo được tín hiệu có tỷ lệ SNR cao. Nghĩa là chúng ta phải cố gắng để làm tăng tỷ lệ SNR càng nhiều càng tốt. Mặt khác, để có hình ảnh chi tiết và sắc nét, nghĩa là hình ảnh có độ phân giải không gian cao, chúng ta cần phải giảm thiểu kích thước của voxel xuống càng nhiều càng tốt.

Mới nghe qua, chúng ta thấy rằng cả hai yêu cầu này hoàn toàn hợp lý và chẳng có gì mâu thuẫn với nhau. Muốn có độ trung thực cao, cần tăng tỷ lệ SNR; để có độ phân giải tốt, hãy giảm thể tích voxel.

Thế nhưng khi giảm thể tích voxel, tỷ lệ SNR cũng giảm. Nghĩa là tỷ lệ SNR tỷ lệ thuận với thể tích voxel. Khi thể tích voxel tăng lên, lượng tín hiệu thực sự của voxel đủ mạnh để “phủ quyết” những ảnh hưởng của nhiễu, làm cho độ trung thực của ảnh tăng lên. Do vậy trong thực tế, các hệ thống chụp ảnh cộng hưởng từ sẽ phải cân đối giữa nhu cầu có độ phân giải cao với nhu cầu có được độ trung thực của ảnh để có được một chọn lựa tối ưu.

Ở một mức nào đó, giải pháp tối ưu được chọn còn có liên quan đến cường độ từ trường B0 và thời gian đo tín hiệu (acquisition time) bởi vì tỷ lệ SNR cũng phụ thuộc vào từ trường ngoài B0 và thời gian đo này. Vì đây là những vấn đề có tính chất kỹ thuật nên chúng ta không đi quá sâu vào chi tiết. Chúng ta chỉ đơn giản đưa ra một kết luận quan trọng cần ghi nhớ: Một máy cộng hưởng từ có từ trường mạnh hơn sẽ tạo ra hình ảnh cộng hưởng từ có chất lượng tốt hơn.

Hiển thị ảnh

Sau khi đã tìm hiểu xong các tham số quan trọng trên hình chụp của một lớp cắt, bây giờ chúng ta tìm hiểu việc hiển thị hình chụp đó ra màn hình hoặc in ra phim. Cần nhớ rằng khái niệm ảnh mà chúng ta vừa bàn luận ở trên được xem là ảnh gốc với “kích cỡ” thật. Khi hiển thị trên thiết bị (màn hình hoặc xuất ra phim), vì nhiều lý do chúng ta không thể hiển thị ảnh gốc với kích cỡ thật của nó. Thay vì thế, các tham số của ảnh gốc sẽ được quy đổi để có thể hiển thị nó tốt nhất trên thiết bị. Ảnh khi này được gọi là ảnh thiết bị (device image) để phân biệt với ảnh gốc.

Trước tiên chúng ta cần biết rằng các thiết bị như màn hình máy tính và máy in cũng hiển thị ảnh theo từng chấm nhỏ xíu. Những chấm này cũng được gọi là điểm ảnh hay pixel, và để phân biệt với pixel của ảnh gốc, người ta gọi đó là pixel thiết bị (device pixel). Đối với máy in, pixel thường được gọi là dot, nghĩa là các điểm chấm nhỏ nhất mà máy in có thể in ra được. Kích thước của pixel thiết bị dĩ nhiên phụ thuộc vào từng thiết bị.

Tương tự như độ phân giải không gian của ảnh gốc biểu thị khả năng phân định chi tiết các cấu trúc của lớp cắt được chụp, độ phân giải thiết bị (device resolution) biểu thị khả năng hiển thị của thiết bị. Như thế, độ phân giải thiết bị chính là số pixel thiết bị có thể hiển thị được trên một đơn vị diện tích. Số pixel có thể hiển thị được càng nhiều, độ phân giải càng cao. Theo thông lệ, độ phân giải được ghi dưới dạng ma trận (đối với màn hình) hoặc số dpi (dots per inch, số điểm chấm trên mỗi inch). Chẳng hạn đối với màn hình, độ phân giải 800 x 600 rõ ràng thấp hơn độ phân giải 1024 x 768; đối với máy in laser, độ phân giải 600 dpi chắc chắn cao hơn độ phân giải 300 dpi.

Nếu mỗi pixel của ảnh gốc được hiển thị bằng một pixel thiết bị, ảnh đó là ảnh chính xác và trung thực nhất. Tuy nhiên một ảnh thiết bị như thế thường gây khó khăn cho chúng ta khi cần phân định chi tiết của cấu trúc vì bản thân nó khá nhỏ, đặc biệt khi thiết bị có độ phân giải cao. Trong nhiều trường hợp, chúng ta cần phóng to ảnh lên nhiều lần để có thể nhìn rõ những cấu trúc nhỏ. Khi đó, một pixel của ảnh gốc sẽ được hiển thị bằng nhiều pixel thiết bị.

Với một độ phóng đại vừa phải, ảnh được hiển thị cho phép nhìn rõ hơn nhiều cấu trúc vì lúc này mắt vẫn thấy ảnh còn sắc nét. Tuy nhiên đến một độ phóng đại nào đó, ảnh bắt đầu bị “vỡ” vì khi đó mắt đã có thể phân biệt được từng pixel ảnh gốc do nó được hiển thị bằng “quá nhiều” pixel thiết bị.

Kết luận

Đến đây chúng ta đã tìm hiểu xong những tính chất quan trọng của ảnh: khởi đi từ những đại lượng của lớp cắt (độ dày, quang trường, voxel), quy gán chúng thành các tham số của ảnh gốc (pixel, ma trận ảnh, độ phân giải không gian) rồi hiển thị bằng ảnh thiết bị trên màn hình hoặc trên phim (máy in). Chúng ta tóm tắt một số kết luận quan trọng như dưới đây:

  1. Độ phân giải không gian biểu thị mức độ chi tiết của các cấu trúc giải phẫu biểu hiện được trên hình. Độ phân giải càng cao, khả năng biểu hiện chi tiết càng tốt và ảnh càng sắc nét.
  2. Vì voxel được xem là đơn vị thu nhận tín hiệu, thể tích của voxel là một chỉ số quyết định độ phân giải không gian: thể tích voxel càng nhỏ, độ phân giải không gian càng cao.
  3. Thể tích voxel có thể tính được nếu biết độ dày của lớp cắt và kích thước của pixe Với một quang trường và một độ dày đã cho, nếu chia quang trường thành nhiều pixel thì kích thước pixel giảm, dẫn đến thể tích voxel giảm. Ngược lại nếu quang trường và số pixel giữ cố định thì lớp cắt càng mỏng, thể tích voxel càng nhỏ.
  4. Khi giảm thể tích voxel, tỷ lệ SNR, vốn là một chỉ số biểu thị mức độ trung thực của ảnh, càng giả Do vậy chúng ta cần phải cân đối giữa yêu cầu ảnh có độ trung thực cao với yêu cầu ảnh biểu hiện được nhiều chi tiết.
  5. Ảnh gốc được hiển thị trung thực nhất khi mỗi pixel của ảnh được hiển thị bằng một pixel thiết bị.

3. MÃ HÓA VỊ TRÍ KHÔNG GIAN

Như chúng ta đã phân tích trong phần mở đầu của phần này, tín hiệu cộng hưởng từ thu được từ thiết bị đo sóng radio chỉ là tín hiệu tổng hợp từ các tín hiệu được các voxel phát ra. Nếu dùng một thiết bị tách tín hiệu, chúng ta có thể phân định được các tín hiệu thành phần đã tạo ra tín hiệu tổng hợp nhưng không thể biết được voxel nào đã phát ra tín hiệu nào, nghĩa là không thể định vị được nơi đã phát ra tín hiệu bởi vì chẳng có thông tin gì cho biết vị trí tín hiệu.

Muốn biết được vị trí của voxel đã phát ra tín hiệu, chúng ta cần đưa thêm thông tin vị trí vào từng tín hiệu. Nói theo từ ngữ kỹ thuật, chúng ta cần mã hóa vị trí của voxel ngay trong từng tín hiệu thành phần, nghĩa là cần tìm cách biểu diễn tọa độ không gian ba chiều của voxel trong từng tín hiệu.

Thế nhưng như chúng ta đã biết, tín hiệu cộng hưởng từ là một loại sóng điện từ, vì vậy nó có ba tham số đặc trưng: tần số, pha và biên độ, trong đó biên độ chính là độ lớn hay cường độ tín hiệu. Vì vậy chúng ta có thể mã hóa thông tin vị trí vào hai tham số còn lại là tần số và pha.

Trong phần này, chúng ta sẽ tìm cách mã hóa thông tin vị trí vào tần số và pha. Sau đó từ sự khác biệt về tần số và pha của các tín hiệu, chúng ta có thể suy ra được vị trí của voxel đã phát ra tín hiệu đó. Cuối cùng dựa vào biên độ chúng ta có thể tái hiện lại “hình ảnh” của voxel một cách trung thực nhất.

Thang từ trường

Để có thể mã hóa thông tin vị trí vào tần số và pha, trước tiên chúng ta cần tìm hiểu về khái niệm thang từ hay gradient từ (field gradient). (Gradient theo nghĩa gốc là “chiều hướng thay đổi” của một đại lượng vật lý và thường được để nguyên không dịch. Ở đây chúng tôi vẫn tìm cách dịch thuật ngữ này và nhiều thuật ngữ khác ra tiếng Việt, với ý định cụ thể là giúp độc giả có thể hiểu được các vấn đề được nêu ra một cách dễ dàng và rõ ràng hơn). Thang từ hay gradient từ là một dãy các từ trường có cường độ thay đổi dần theo một trục trong không gian. Trong các hệ thống chụp ảnh cộng hưởng từ, thang từ có thể thay đổi từ mức ngược chiều với từ trường ngoài B0 đến mức cùng chiều với từ trường ngoài B0 (Hình 5).


Hìn
h 5: (a) Từ trường ngoài B0 và thang từ trường tác động theo một trục nằm ngang. (b) Lực tác động tổng hợp giữa B0 và thang từ làm cho mỗi mặt phẳng dọc theo trục nằm ngang này chịu tác động của một từ trường khác nhau. Các từ trường này thay đổi một cách có hệ thống, có thể từ mức ngược chiều với từ trường ngoài B0 đến mức thuận chiều với nó.

Kết quả là theo trục biến đổi của thang từ, từ trường thực sự tại mỗi mặt phẳng vuông góc với trục cũng biến đổi một cách có hệ thống, có thể thay đổi từ thái cực ngược chiều với từ trường ngoài B0 đến thái cực cùng chiều với nó, cho phép chúng ta kiểm soát được từ trường thực sự tác động lên mỗi voxel cần khảo sát.

Thang từ chọn lớp Gs

Để thực hiện mã hóa thông tin vị trí vào tín hiệu, trước tiên chúng ta cần chọn được lớp cắt cần chụp sao cho chỉ các proton trong các voxel của lớp cắt này mới phát ra tín hiệu; proton trong các voxel của các lớp cắt khác không bị kích thích và vì vậy không tạo ra tín hiệu cộng hưởng từ.

Muốn vậy, chúng ta sử dụng một thang từ thích hợp. Dưới tác động của thang từ tổng hợp của từ trường ngoài B0 và thang từ này, proton trong các voxel của mỗi lớp cắt vuông góc với thang từ trường sẽ quay với một tần số khác nhau theo phương trình Larmor,

f = γB

trong đó B là cường độ từ trường tổng hợp của B0 và thang từ tác động tại mặt phẳng chứa proton và vuông góc với trục ngang.

Vì thang từ thay đổi có quy luật, chúng ta có thể phát ra một xung kích thích có tần số chỉ thích hợp với lớp cắt cần khảo sát, nghĩa là chỉ các proton trong lớp cắt cần khảo sát mới có tần số quay cộng hưởng được với xung kích thích. Bằng cách này, sau khi tắt xung kích thích, chỉ có các voxel trong lớp cắt này mới phát ra tín hiệu cộng hưởng từ.

Như vậy để chọn một lớp cắt, chúng ta sẽ áp đặt một thang từ, được gọi là thang từ chọn lớp hay thang chọn lớp (slice selection gradient, ký hiệu là Gs) trước khi phát xung kích thích. Dưới tác động của thang chọn lớp, proton trong các mặt phẳng dọc vuông góc với trục của thang từ sẽ có tần số cộng hưởng khác nhau tùy theo vị trí của proton trên trục này. Khi đó nếu phát một xung kích thích có tần số phù hợp với tần số cộng hưởng của các proton trong lớp cắt cần khảo sát thì tín hiệu được phát ra chính là tín hiệu của các proton này.

Bằng cách phối hợp các thang chọn lớp, chúng ta có thể khảo sát trực tiếp cơ thể theo nhiều lớp cắt ở nhiều góc độ khác nhau, không chỉ là cắt ngang trục, cắt dọc đứng hay cắt dọc ngang. Đây được xem là một trong những ưu điểm quan trọng nhất của kỹ thuật chụp ảnh cộng hưởng từ.

Thang từ mã hóa bằng tần số Gf

Bây giờ trong lớp cắt cần khảo sát, chúng ta cần mã hóa vị trí (tọa độ) của các voxel theo một hệ trục vuông góc: một trục được mã hóa bằng tần số và trục còn lại được mã hóa bằng pha của tín hiệu được phát ra từ mỗi voxel. Trước tiên chúng ta xem xét khả năng mã hóa vị trí bằng tần số.

Sau khi đã kích thích lớp cắt cần khảo sát bằng một xung thích hợp dưới tác động của một thang chọn lớp Gs, tín hiệu đo được chính là tín hiệu được phát ra từ các voxel trong lớp cắt đó. Bây giờ để mã hóa vị trí các voxel theo một trục trong mặt phẳng của lớp cắt đang khảo sát, chúng ta áp dụng một thang từ dọc theo trục đó, gọi là trục tần số (Hình 6). Thang từ được dùng với mục đích này gọi là thang từ mã hóa bằng tần số hay thang mã tần (frequency coding gradient, ký hiệu là Gf). Tác dụng của nó là làm cho tần số của các proton trong các voxel dọc theo trục đó thay đổi một cách có hệ thống. Nghĩa là dọc theo trục, các proton trong các voxel ở một đầu sẽ quay chậm; các proton trong các voxel kế cận theo trục đó sẽ quay nhanh hơn, và cứ như thế cho đến đầu kia của trục, các proton trong các voxel ở đầu tận còn lại sẽ quay nhanh nhất. Kết quả là tần số tín hiệu được phát ra từ các voxel dọc theo trục cũng thay đổi một cách có hệ thống: ở một đầu, tần số thấp rồi tăng dần cho đến đầu kia có tần số cao.

Vì tần số của các voxel thay đổi một cách tuyến tính theo khoảng cách nên từ tần số của mỗi voxel, chúng ta có thể suy ra vị trí của nó trên trục tần số. Nói cách khác, thông tin vị trí của theo trục tần số đã được mã hóa vào tần số của voxel.


Hìn
h 6: Thang từ mã hóa bằng tần số Gf làm thay đổi tần số của các proton trong các voxel dọc theo trục của thang từ theo cách làm cho tần số biến thiên dần từ thấp đến cao dọc theo trục đó. Dựa trên tần số của tín hiệu, chúng ta có thể xác định được vị trí voxel: tín hiệu có tần số thấp là của các voxel nằm ở một đầu, tín hiệu có tần số cao hơn là của các voxel nằm cách xa hơn, ở phía đầu còn lại của trục tần số.

Thang từ mã hóa bằng pha Gp

Để mã hóa tọa độ của các voxel theo trục còn lại trong lớp cắt cần khảo sát, chúng ta sẽ thay đổi pha của các proton trong các voxel, cũng bằng cách dùng một thang từ. Thang từ này, được gọi là thang từ mã hóa bằng pha hay thang mã pha (phase encoding gradient, ký hiệu là Gp), được thiết lập vuông góc với thang mã tần trong mặt phẳng của lớp cắt. Về cơ bản, thang mã pha cũng có tác dụng giống như thang mã tần, nghĩa là nó cũng làm thay đổi tần số của các voxel dọc theo trục tác dụng của nó (trục pha) một cách tuyến tính: ở một đầu, tần số thay đổi ít, dần dần đến đầu kia, tần số thay đổi nhiều.

Tuy nhiên cách áp dụng thang mã pha khác với cách áp dụng thang mã tần ở hai điểm:

  1. Thang mã pha chỉ được áp dụng trong một thời gian rất ngắn. Với cách làm này, tần số của proton trong các voxel dọc theo trục pha bị thay đổi một cách tuyến tính sẽ làm cho pha cũng thay đổi theo một cách tuyến tính. Thế nhưng do chỉ được áp dụng trong một thời gian rất ngắn, tần số vừa bị thay đổi sẽ nhanh chóng trở về tần số cũ sau khi tắt thang từ, trong khi đó sự thay đổi về pha lại vẫn giữ nguyên, cho phép mã hóa thông tin vị trí của voxel theo trục pha vào pha của các prôtn.
  2. Ở mỗi lần áp dụng, cường độ và chiều áp dụng của thang mã pha cũng thay đổi một cách tuyến tính. Chẳng hạn ở lần áp dụng thứ nhất, cường độ mạnh nhất và theo chiều â Ở lần áp dụng thứ hai, cường độ yếu hơn theo chiều âm, giảm dần cường độ theo chiều âm cho đến zero ở những lần áp dụng tiếp theo rồi tăng dần cường độ theo chiều dương cho đến lần áp dụng cuối cùng. Như vậy sự thay đổi về pha mạnh nhất ở lần áp dụng đầu tiên và cuối cùng, trong khi đó sự thay đổi về pha yếu nhất (nghĩa là không thay đổi) xảy ra ở lần áp dụng chính giữa. Lý do phải thay đổi cường độ thang mã pha qua các lần áp dụng có liên quan đến các thuật toán xử lý tín hiệu số nên không được bàn luận thêm ở đây.

Tổng kết

Nói tóm lại, để xác định được vị trí của các voxel đã phát ra tín hiệu, trước tiên cần thực hiện một thang chọn lớp Gs sao cho chỉ có các proton trong lớp cắt cần khảo sát mới có tần số cộng hưởng được với xung kích thích. Tiếp theo là áp dụng thang mã pha Gp theo một trục trong mặt phẳng của lớp cắt. Thang từ này được thực hiện thật nhanh, làm cho pha của các proton trong lớp cắt thay đổi tùy theo vị trí của chúng dọc theo trục áp dụng thang từ. Cuối cùng là áp dụng một thang mã tần Gf trong mặt phẳng lớp cắt và vuông góc với thang mã pha Gp, làm thay đổi tần số của các proton theo trục này. Nếu tín hiệu được ghi nhận tại thời điểm này thì đây là tín hiệu của các proton trong lớp cắt cần khảo sát với các thông tin tần số và pha cho biết vị trí của chúng theo hai trục vuông góc với nhau trong mặt phẳng lớp cắt.

Bây giờ, sau khi đã xem qua rất nhiều khái niệm căn bản của kỹ thuật chụp ảnh cộng hưởng từ, chúng ta tổng kết chúng trong một diễn biến chung như sau để độc giả hình dung được bức tranh tổng thể về toàn bộ quá trình chụp ảnh cộng hưởng từ:

  1. Áp dụng một từ trường ngoài thật mạnh B0 theo trục dọc của cơ thể (gọi là trục z). Sau đó tùy theo hướng của lớp cắt cần khảo sát (cắt ngang, cắt dọc đứng hoặc cắt dọc ngang), một thang chọn lớp Gs thích hợp được áp dụng. Lúc này, các proton của các lớp cắt khác nhau sẽ có tần số quay khác nhau.
  2. Phát một xung kích thích có tần số phù hợp với tần số cộng hưởng của các proton trong lớp cắt định khảo sá Xung kích thích này sẽ được lập lại sau một khoảng thời gian gọi là thời kích TR. Thời kích TR được chọn tùy thuộc vào việc chúng ta muốn có hình trọng T1, trọng T2 hoặc trọng đậm độ proton. Chú ý rằng mỗi xung kích thích này cũng hàm chứa cả góc lật a, biểu thị cho lượng vectơ từ hóa dọc bị lật thành vectơ từ hóa ngang.
  3. Sau đó tắt xung kích thích và áp dụng thật nhanh thang mã pha Gp để làm thay đổi pha của các proton, biểu diễn thông tin vị trí của voxel theo trục của thang từ này dựa vào pha của các tín hiệu.
  4. Tại thời điểm TE/2, nghĩa là khoảng một nửa thời vang TE, chúng ta có thể phát ra một xung tái lập 180o, nhờ đó đến thời điểm đo tín hiệu (thời vang TE), chúng ta có được một điểm vang (echo) tốt nhất.
  5. Gần đến thời vang TE, chúng ta áp dụng một thang mã tần Gf, làm thay đổi tần số của các proton theo trục này để biểu diễn thông tin vị trí của các voxel theo trục đó.
  6. Cuối cùng đến thời vang TE, chúng ta thực hiện đo tín hiệu. Sau khi tách các tín hiệu thành phần được phát ra từ các voxel, chúng ta có thể dựa vào tần số và pha của chúng để suy ra vị trí của voxel tương ứn Cần nhớ rằng thời vang TE được chọn tùy theo các đặc tính tương phản chúng ta muốn có trên hình.

Với sự phát triển mạnh mẽ của tin học cùng với các kỹ thuật xử lý bằng máy tính (computer), các bước được thực hiện ở trên đều được lập trình sẵn. Đặc biệt, quá trình xử lý tín hiệu và tạo ảnh cộng hưởng từ đều do máy tính thực hiện. Chúng ta sẽ tìm hiểu sơ qua về quá trình này trong Phần 4 tiếp theo sau.

Cũng cần nhấn mạnh rằng trong thực tế, các thang từ thường có cường độ rất nhỏ so với từ trường chính B0 nhưng hoàn toàn đủ mạnh để làm thay đổi tần số hoặc pha của tín hiệu.

4. XỬ LÝ TÍN HIỆU VÀ TẠO ẢNH

Trong phần này, chúng ta tập trung vào Bước (6) được nêu ở trên, nghĩa là bước đo tín hiệu, xử lý và tạo ảnh cộng hưởng từ. Tuy nhiên do quá trình này được xử lý bằng máy tính, nghĩa là toàn bộ quá trình này đều sử dụng kỹ thuật số hóa nên bước cuối cùng không hoàn toàn giống như đã được mô tả ở trên. Trước tiên hệ thống chụp ảnh phải lấy mẫu để thực hiện số hóa tín hiệu. Sau đó mỗi mẫu sẽ được chuyển thành một con số tương ứng với giá trị của tín hiệu được lấy mẫu rồi được điền vào một bảng hai chiều có tên gọi là k-không gian. Bằng cách sử dụng một phương pháp biến đổi gọi là biến đổi Fourier, k-không gian này sẽ được chuyển thành ma trận ảnh đã được giới thiệu trong Phần 2. Ma trận ảnh chứa đủ thông tin cần thiết để máy tính hiển thị ảnh ra màn hình hoặc máy in ghi lại ảnh trên phim.

Lấy mẫu và số hóa tín hiệu

Khi tín hiệu cộng hưởng từ được phát ra từ lớp cắt đang được khảo sát, nó sẽ được đo và lấy mẫu. Cần nhớ rằng đây là tín hiệu tổng hợp chung của tất cả các tín hiệu thành phần có nguồn gốc từ các voxel có trong lớp cắt. Thay vì tách tín hiệu tổng hợp ra thành các tín hiệu thành phần, phương pháp xử lý bằng máy tính sẽ lấy mẫu tín hiệu (signal sampling): đo tín hiệu ở nhiều thời điểm khác nhau và gọi giá trị đo được là một mẫu (sample).

Trong Hình 7 chúng ta có một tín hiệu đang được lấy mẫu. Mỗi chấm đen là một mẫu được lấy tại một thời điểm nhất định. Nói cách khác, mỗi chấm đen là một giá trị của tín hiệu được đo tại một thời điểm. Tập hợp các mẫu này phác họa “hình thái” của tín hiệu đang được lấy mẫu, cho phép chúng ta tái lập tín hiệu ban đầu nếu cần.


Hìn
h 7: Tín hiệu cộng hưởng từ và các mẫu. Mỗi chấm đen là một mẫu (một giá trị) chứa thông tin về tín hiệu tại thời điểm được lấy. Mỗi mẫu này sẽ được chuyển thành một con số tương ứng với giá trị đo được của mẫu. Quá trình này được gọi là quá trình số hóa tín hiệu.

Mỗi mẫu sau đó sẽ được biến đổi thành một con số mà trong máy tính chúng được lưu dưới dạng nhị phân (binary). Quá trình lấy mẫu và biến đổi này được gọi là số hóa tín hiệu (signal digitalization). Như vậy trong phương pháp xử lý ảnh số, tín hiệu tổng hợp thu được không cần phải tách ra từng tín hiệu thành phần mà chúng được lấy mẫu rồi số hóa.

Trong thực tế, người ta không phải lấy mẫu liên tục mà chỉ lấy mẫu trong khoảng thời gian có xuất hiện điểm vang. Tốc độ lấy mẫu (sampling rate) cho biết mức độ dày thưa của các mẫu được lấy đối với mỗi điểm vang. Với số lượng mẫu nhất định cần lấy trong một điểm vang, tốc độ lấy mẫu tăng cho phép giảm thời gian lấy mẫu và ngược lại tốc độ lấy mẫu giảm làm kéo dài thời gian lấy mẫu.

k-không gian và phép biến đổi Fourier

Với mỗi tín hiệu số thu được, nghĩa là một điểm vang đã được số hóa, các mẫu của điểm vang này sẽ được ghi lại thành một hàng trong một cấu trúc dạng bảng có tên là k-không gian (k-space). Muốn có đủ dữ liệu tạo ra một bức ảnh của một lớp cắt, chúng ta phải lấy mẫu của nhiều điểm vang. Vì vậy trong k-không gian sẽ có nhiều hàng, mỗi hàng tương ứng với một điểm vang đã được đo. Hình 8 minh họa một điểm vang và kết quả lấy mẫu cùng với hàng tương ứng của điểm vang đó trong k-không gian.


Hìn
h 8: Lấy mẫu tín hiệu rồi điền vào một bảng hai chiều gọi là k-không gian. Trong k-không gian, mỗi mẫu là một con số, mỗi hàng tương ứng với một điểm vang được lấy mẫu. Hàng có các chấm đen biểu thị cho các mẫu được lấy từ tín hiệu (điểm vang) nằm ở phía trên của hình. Các hàng có các chấm xám là các mẫu đã lấy từ các điểm vang khác.

Bằng cách dùng một thuật toán gọi là phép biến đổi Fourier rời rạc hay thuật toán DFT (discrete Fourier transform), k-không gian sẽ được chuyển thành một ảnh cộng hưởng từ (Hình 9). Thuật toán này mặc dù khá phức tạp về mặt tính toán nhưng thực chất vẫn được bộ não của chúng ta thực hiện thường xuyên. Chẳng hạn khi nghe một bài hát, chúng ta chỉ nhận được một tín hiệu âm thanh tổng hợp. Sau khi truyền tín hiệu này lên não và được phân tích bằng “thuật toán Fourier”, chúng ta có thể phân biệt được đâu là tiếng hát của ca sỹ, đâu là tiếng đàn, đâu là tiếng trống. Và đối với một người có những kiến thức nhất định về âm nhạc, họ còn có thể biết được tín hiệu tổng hợp đó tạo ra hợp âm nào.


Hìn
h 9: Thuật toán Fourier rời rạc (DFT), khi được cài đặt dưới dạng một chương trình máy tính, sẽ biến đổi k-không gian (bên trái) thành một hình cộng hưởng từ (bên phải). Chú ý rằng k-không gian được vẽ như trong Hình 9 này hoặc như trong Hình 8 chỉ để chúng ta dễ hình dung. Bản thân nó không có một “hình hài” nào cả.

Bây giờ, để có thể hiểu được cách thức hoạt động của nhiều chuỗi xung sẽ được bàn ở những phần sau, chúng ta cũng cần nắm chi tiết hơn một số tính chất của k-không gian. Trước tiên cần nhấn mạnh rằng k-không gian chỉ là một cấu trúc chứa dữ liệu thô mà chúng ta thu được khi chụp ảnh cộng hưởng từ. Mọi “điểm” dữ liệu trong k-không gian đều chứa đựng một phần thông tin của toàn bộ ảnh. Về mặt tổ chức, dữ liệu trong k-không gian cần được sắp đặt sao cho một chương trình máy tính (được viết để thực hiện thuật toán Fourier rời rạc) có thể dùng được nó để tái tạo lại chính xác hình ảnh của mặt cắt mà chúng ta đã chụp. Theo đấy, k-không gian của một hình cần có các tính chất sau:

  1. Hàng trên cùng được điền bằng điểm vang có được khi áp dụng thang mã pha có cường độ mạnh nhất theo chiều dương (+Gp), hàng tiếp theo bên dưới được điền bằng điểm vang có được khi áp dụng thang mã pha yếu hơn, dần đến hàng giữa có thang từ bằng 0 rồi cường độ âm tăng dần cho đến hàng thấp nhất (-Gp). Hình 10 minh họa cho tính chất này (xem lại mục Thang từ mã hóa bằng pha Gp trong Phần 3).


Hình 10:
Các điểm vang được điền vào k-không gian sao cho ở hàng trên cùng và dưới cùng là các điểm vang thu được khi áp dụng thang mã pha mạnh nhất (biểu thị bằng các chấm thật đen), còn ở hàng giữa là điểm vang có thang từ bằng 0 (biểu thị bằng các chấm mờ).

  1. Mặc dù mỗi phần dữ liệu trong k-không gian đều chứa đựng thông tin của mọi điểm trong toàn bộ ảnh, thế nhưng vùng trung tâm chủ yếu chứa đựng thông tin cường độ và độ tương phản (mức độ trắng đen) còn vùng ngoại biên chủ yếu chứa đựng thông tin độ phân giải (mức độ rõ nét). Chẳng hạn với k-không gian của Hình 9, nếu chỉ dùng thông tin từ vùng trung tâm, chúng ta được một hình thấy rõ các vùng trắng đen nhưng không rõ nét (Hình 11), còn nếu chỉ dùng thông tin ở vùng ngoại biên, chúng ta được một hình thấy rõ các đường nét nhưng chẳng thấy rõ mức độ trắng đen (Hình 12).

  2. k-không gian có hai trục đối xứng vuông góc với nhau tại tâm của nó. Nghĩa là hai nửa trên và dưới của k-không gian chứa các dữ liệu “tương tự nhau”; hai nửa trái và phải của nó cũng vậy. Tính đối xứng của hai nửa trên dưới có thể được dùng trong một kỹ thuật chụp có tên là kỹ thuật nửa Fourier (half-Fourier), trong đó chúng ta chỉ cần thu nhận hơn một nửa số hàng; phần còn lại chương trình máy tính sẽ tự “suy luận” và điền và Tương tự, tính chất đối xứng của hai nửa phải và trái cũng được sử dụng bằng cách chỉ cần lấy mẫu tín hiệu từ nửa thứ nhất của điểm vang; nửa sau sẽ được chương trình máy tính tự điền vào. Kỹ thuật lấy mẫu theo cách này được gọi là kỹ thuật nửa điểm vang (half-echo).


Hìn
h 11: Dữ liệu ở vùng trung tâm của k-không gian trong Hình 9 mặc dù vẫn chứa đủ thông tin để cho ra hình ảnh nhìn chung vẫn giống như ảnh trong Hình 9 ở các vùng trắng đen nhưng không rõ nét vì không có thông tin được chứa trong vùng ngoại biên của k-không gian.


Hình 12:
Dữ liệu ở vùng ngoại biên của k-không gian trong Hình 9 mặc dù vẫn chứa đủ thông tin để tạo ra hình ảnh có đường nét giống như của Hình 9 nhưng không có sự tương phản cần thiết giữa các cấu trúc vì thông tin về độ tương phản được lấy chủ yếu từ vùng trung tâm của k-không gian.

5. KỸ THUẬT CHỤP ẢNH BA CHIỀU

Kỹ thuật mã hóa vị trí không gian của Phần 3 cho phép phân định được các tín hiệu của các voxel trong lớp cắt cần khảo sát vốn đã được chuẩn bị trước bằng thang chọn lớp Gs. Với kỹ thuật này, tín hiệu thu được chính là tín hiệu phát ra từ một lớp cắt, và các thang mã tần Gf và bằng pha Gp cho phép xác định vị trí của các voxel trong mặt phẳng của lớp cắt theo hai chiều trong mặt phẳng đó. Kỹ thuật mã hóa và tạo ảnh như thế gọi là kỹ thuật chụp ảnh hai chiều hay kỹ thuật chụp 2D (2D hay 2-dimensional technique). Với kỹ thuật này, mỗi lần chúng ta chụp một lớp cắt riêng biệt nhờ vào thang chọn lớp Gs.

Trong kỹ thuật chp nh ba chiều hay kỹ thuật chụp 3D, chúng ta không dùng thang chọn lớp Gs. Thay vì thế, toàn bộ khối cơ thể cần khảo sát được áp dụng một thang mã tần Gf. Thang từ này “cắt” khối cơ thể thành từng lát liên tục nhau, mỗi lát có tần số quay khác nhau, tăng dần theo chiều áp đặt thang từ. Sau đó với hai thang mã pha Gp, chúng ta có thể định vị được các voxel trong mỗi lát.

Khác với kỹ thuật chụp ảnh hai chiều, trong đó các lớp cắt thường có khoảng trống giữa chúng, kỹ thuật chụp ba chiều cho phép cắt được các lát khá mỏng và giữa hai lát kế cận không có khoảng trống. Vì vậy kỹ thuật chụp 3D rất có ích trong những trường hợp chúng ta cần cắt mỏng và liên tục để đánh giá các tổn thương nhỏ dễ bị bỏ sót khi chụp hai chiều, nhất là khi khoảng trống giữa hai lớp cắt lớn hơn kích thước của tổn thương. Ngoài ra, tỷ lệ tín hiệu/nhiễu SNR trong một hình được chụp ba chiều cao hơn so với hình được chụp hai chiều, cho ra ảnh chất lượng tốt hơn.

Cũng cần chú ý rằng kỹ thuật chụp ba chiều khác với kỹ thuật dựng hình ba chiều. Kỹ thuật chụp ba chiều là kỹ thuật cho phép đo tín hiệu của toàn khối thể tích vật cần chụp. Vì thế cũng giống như kỹ thuật chụp hai chiều, nó là một kỹ thuật chụp ảnh, tương tự như những kỹ thuật mà một người thợ thực hiện khi chụp ảnh. Ngược lại, dựng hình ba chiều là một kỹ thuật tái tạo lại hình ảnh ba chiều của vật cần chụp nhờ vào các tín hiệu đã thu được bằng một cách nào đó, có thể bằng kỹ thuật chụp hai chiều hoặc ba chiều. Vì vậy kỹ thuật dựng hình 3D có liên quan đến bước xử lý tín hiệu và dựng ảnh, tương tự như bước tráng và rửa phim của thợ chụp hình.

6. NHỮNG ĐIỂM CẦN GHI NHỚ

Trong phần này chúng ta đã xem xét nhiều khái niệm cơ sở của kỹ thuật chụp ảnh cộng hưởng từ. Những khái niệm này không chỉ được dùng trong kỹ thuật cộng hưởng từ mà còn được dùng phổ biến trong CT và những lĩnh vực hình ảnh học y học khác. Dưới đây là một số khái niệm quan trọng.

  • Ảnh cộng hưởng từ là hình ảnh chụp một lớp cắt có một độ dày và một quang trường (diện tích bề mặt) nhất định. Nói cách khác, chúng ta không chụp bề mặt mà chụp một khối thể tích cơ thể.

  • Mỗi lớp cắt được chia thành nhiều đơn vị thể tích gọi là voxel. Mỗi voxel có thể được xem là một khối thể tích mà các thiết bị chụp ảnh có thể phân định được tín hiệu từ đó phát Thể tích voxel càng nhỏ, khả năng phân định chi tiết càng tốt. Khả năng phân định này được gọi là độ phân giải không gian.

  • Mỗi voxel sẽ được biểu diễn bằng một diện tích nhỏ trên ảnh gọi là pixel. Mỗi pixel cũng có thể được xem như diện tích nhỏ nhất có thể có ghi nhận được trên quang trường. Khi hiển thị trên màn hình hoặc in ra phim, mỗi pixel sẽ được trình bày bằng một điểm chấm (pixel thiết bị) có diện tích tùy thuộc vào khả năng hiển thị của thiết bị (độ phân giải thiết bị). Trong nhiều trường hợp, chúng ta có thể phóng đại ảnh bằng cách cho nhiều điểm chấm kế cận nhau cùng hiển thị một pixel.

  • Để xác định được vị trí các voxel đã phát ra tín hiệu cộng hưởng từ, chúng ta cần dùng các thang từ. Thang chọn lớp được áp dụng trước khi phát xung, với mục đích là chuẩn bị tốc độ quay của các proton để xung kích thích chỉ tác dụng đối với lớp cắt cần khảo sát.

  • Sau khi tắt xung kích thích, thang pha được áp dụng thật nhanh để làm thay đổi pha của các proton trong các voxel dọc theo trục của thang từ này (trục pha). Sự thay đổi pha một cách có hệ thống như thế cho phép định vị được các voxel dọc theo trục pha.

  • Vào thời điểm gần đo tín hiệu (gần thời vang TE), thang mã tần được áp dụng, làm thay đổi tần số của các proton trong các voxel dọc theo thang từ này (trục tần số). Sự thay đổi tần số một cách có hệ thống này cho phép định vị được các voxel dọc theo trục tần số.

  • Tín hiệu sau đó sẽ được lấy mẫu. Mỗi mẫu được biến đổi thành một con số. Đây được gọi là quá trình số hóa tín hiệu. Mỗi tín hiệu được lấy mẫu (điểm vang) sẽ được điền vào một hàng trong một bảng hai chiều gọi là k-không gian. Sau khi lấy mẫu nhiều lần và điền đầy vào k– không gian, chúng ta sử dụng một thuật toán gọi là thuật toán biến đổi Fourier rời rạc hay thuật toán DFT để biến đổi k-không gian thành ảnh cộng hưởng từ.

  • Khi điền dữ liệu vào k-không gian, các hàng ở trên cùng và dưới cùng được điền bằng dữ liệu thu được khi thang mã pha có giá trị cao nhất (dương hoặc âm), trong khi đó các hàng ở vùng gần giữa được điền bằng dữ liệu thu được khi thang mã pha có cường độ gần như bằng zero.

  • Trong k-không gian, tất cả mọi dữ liệu đều chứa đựng thông tin cho toàn bộ ảnh. Tuy nhiên dữ liệu ở vùng gần trung tâm của k-không gian được sử dụng chủ yếu để thiết lập độ tương phản của hình, trong khi đó dữ liệu ở vùng ngoại biên của k-không gian lại được sử dụng để tạo ra các đường nét và độ phân giải. Thông tin về độ phân giải (vùng trung tâm) là thông tin có được khi cường độ thang mã pha yếu nhất. Thông tin về độ phân giải (vùng ngoại biên) là thông tin tương ứng với cường độ thang mã pha mạnh nhất.

  • Một tính chất quan trọng khác của k-không gian là tính đối xứng theo cả trục đứng và trục ngang. Tính đối xứng này trong nhiều trường hợp cho phép giảm bớt số hàng cần điền vào k-không gian (kỹ thuật nửa Fourier) hoặc giảm số mẫu cần lấy trong mỗi điểm vang (kỹ thuật nửa điểm vang).

  • Khác với kỹ thuật chụp ảnh hai chiều chỉ cho phép cắt một khối cơ thể thành từng lớp cắt rời nhau, kỹ thuật chụp ảnh ba chiều cắt khối cơ thể thành các lớp mỏng liên tục nhau, giảm bớt khả năng bỏ sót các tổn thương nhỏ vốn có thể bị cắt hụt trong kỹ thuật chụp hai chiều.

Nguồn:

  1. Trần Đức Quang (2008), Nguyên lý và kỹ thuật chụp cộng hưởng từ, Chương 4, NXB ĐHQG TPHCM, Trang 49-70.
  2. Mriquestions.com
  3. Radiopaedia.org
  4. Materialise.com

 

 

PHẦN 3: NGUYÊN LÝ TƯƠNG PHẢN CỘNG HƯỞNG TỪ

 Một hình ảnh y học chỉ có ích khi nó cho phép chúng ta phân định rõ ràng các cấu trúc giải phẫu, kể cả các cấu trúc bất thường. Nói cách khác, các cấu trúc khác nhau cần được thể hiện trên hình với một mức độ khác biệt nhất định để chúng ta có thể xác định được ranh giới giữa chúng. Trong thực tế, sự khác biệt thường được biểu hiện bằng màu sắc khác nhau, phổ biến hơn là mức độ trắng đen khác nhau. Khi đó mức độ khác biệt trắng đen được gọi là độ tương phản (contrast). Trong thực tế, độ tương phản có thể được xem là một trong những chỉ số quan trọng nhất của một hình ảnh y học. Mục tiêu của phần này tập trung vào việc trình bày các nguyên lý tương phản được sử dụng trong các hình cộng hưởng từ. Nội dung cụ thể bao gồm:

  • Các tham số thời gian và góc lật
  • Nguyên lý tương phản cộng hưởng từ
  • Nguyên lý tương phản trọng T1
  • Nguyên lý tương phản trọng T2
  • Nguyên lý tương phản trọng đậm độ proton

1. CÁC THAM SỐ THỜI GIAN VÀ GÓC LẬT

Để sử dụng được các tính chất thời gian T1 và T2 của các mô, chúng ta cần chọn một thời điểm phù hợp để đo tín hiệu. Thoạt tiên chúng ta có thể cho rằng thời điểm tốt nhất là thời điểm vừa tắt xung kích thích vì lúc này, tín hiệu cộng hưởng từ mạnh nhất. Thế nhưng vấn đề không hoàn toàn đơn giản như vậy. Thứ nhất, lượng tín hiệu thu được trong một lần đo chưa đủ để chúng ta tạo lập được hình ảnh, vì vậy chúng ta cần phải đo nhiều lần. Thứ hai, như vừa lý luận ở trên, sự khác biệt tín hiệu giữa các mô là một yếu tố quan trọng hơn cường độ tín hiệu của từng mô bởi vì chính nó cho phép tạo ra một độ tương phản nhất định giữa các mô. Trong phần này chúng ta thử xem một số tham số thời gian có ảnh hưởng đến độ tương phản này.

Thời kích TR

Như đã nói ở trên, nếu chỉ kích thích một lần rồi đo tín hiệu, lượng dữ liệu của một lần đo như thế không đủ để chúng ta xây dựng ảnh cộng hưởng từ. Trong thực tế, chúng ta phải sử dụng xung kích thích nhiều lần, khoảng thời gian giữa hai lần phát xung kích thích được chọn cho phù hợp và được gọi là thời kích hoặc thời lặp TR (repetition time).

Thời kích TR này có liên quan mật thiết với thời gian T1 của mô. Giả sử chúng ta đang xem xét một mô có thời gian T1. Sau khi xung kích thích đầu tiên được phát ra, chúng ta đợi một khoảng thời gian TR để phát xung thứ hai. Lúc này chúng ta gặp một trong hai tình huống:

1. Thời kích TR dài bằng hoặc hơn hẳn so với T1, hoặc

2. Thời kích TR nhỏ hơn nhiều so với T1

Trong tình huống (1), do thời kích TR dài bằng hoặc hơn T1 nên khi phát xung lần thứ hai, độ từ hóa dọc hầu như đã khôi phục lại hoàn toàn và vì thế, tín hiệu cộng hưởng từ có được sau khi phát xung lần hai cũng giống tín hiệu sau khi phát xung lần một.

Thế nhưng trong tình huống (2), thời kích TR ngắn hơn nhiều so với T1 nên khi phát xung lần hai, độ từ hóa dọc chỉ mới khôi phục một phần (Mz). Ở lần này, độ từ hóa dọc một phần Mz này bị lật ngang vào mặt phẳng xy, tạo ra một độ từ hóa ngang Mxy nhỏ hơn so với độ từ hóa ngang của lần phát xung đầu tiên. Độ từ hóa ngang lần hai này tạo ra tín hiệu lần hai nhỏ hơn so với tín hiệu lần một (Hình 1).

Với những lần phát xung tiếp theo sau được lặp lại sau mỗi khoảng TR, độ từ hóa dọc Mz được khôi phục lại dưới tác dụng của từ trường B0 sẽ khá ổn định và có độ lớn tùy theo sự chênh lệch giữa TR với T1 của mô. Nói một cách cụ thể hơn, chúng ta có kết quả sau:

1. Nếu TR và T1 gần như bằng nhau hoặc TR dài hơn T1, tín hiệu cộng hưởng từ được tạo ra mạnh nhất.

2. Ngược lại, nếu TR ngắn hơn nhiều so với T1, tín hiệu cộng hưởng từ sẽ yếu hơn so với trường hợp (1).


Hình
1: Tác dụng tạo tín hiệu cộng hưởng từ của một thời kích TR ngắn hơn so với thời gian T1 của một mô. (a) Xung kích thích lần đầu tiên làm lật Mo vào mặt phẳng ngang. (b) Xung kích thích lần hai xảy ra khi độ từ hóa dọc Mz 
chỉ mới khôi phục một phần, tạo ra Mxy nhỏ hơn nhiều so với lần một.

Kết quả này sẽ được vận dụng trong Phần 3 để tạo ra hình trọng T1 hay ảnh tương phản theo T1.

Góc lật

Từ trước đến giờ chúng ta vẫn ngầm định với nhau rằng xung kích thích đang được sử dụng là xung 90o, nghĩa là xung kích thích tạo một góc lật 90o. Trong phần này chúng ta xét đến khả năng sử dụng những xung kích thích có góc lật nhỏ hơn 90o.

Thử quan sát Hình 2. Độ từ hóa dọc và độ từ hóa ngang khi góc lật 90o được vẽ bằng các vectơ xám. Trong Hình 2a, chúng ta sử dụng một góc lật lớn gần bằng 90o. Khi đó, độ từ hóa ngang được tạo ra có nhỏ hơn chút ít so với trường hợp góc lật 90o. Bù lại độ từ hóa dọc Mz chưa bị lật hoàn toàn và vẫn còn lại một ít (các vectơ đậm). Kết quả là tín hiệu cộng hưởng từ được tạo ra không giảm bao nhiêu so với trường hợp góc lật 90o.

Quan sát tiếp Hình 2b, chúng ta thấy góc lật khá nhỏ so với 90o. Khi đó, độ từ hóa dọc chỉ bị mất một ít để chuyển thành độ từ hóa ngang, cho ra tín hiệu cộng hưởng từ không mạnh bằng so với khi dùng góc lật lớn. Hơn thế nữa, do độ từ hóa dọc hầu như còn nguyên nên chúng ta mất ít thời gian để khôi phục lại hoàn toàn độ từ hóa dọc. Do vậy nếu chúng ta dùng thời kích TR ngắn, độ từ hóa dọc vẫn được khôi phục hoàn toàn.

Những nhận xét trên cho phép chúng ta rút ra được điều gì? Trước tiên chúng ta cần nhấn mạnh rằng tín hiệu cộng hưởng từ được tạo ra là do độ từ hóa ngang quay quanh trục z, do vậy khi độ từ hóa ngang nhỏ, tín hiệu  cộng hưởng từ yếu. Trong phần trước chúng ta cũng đã biết rằng nếu T1 của mô khá dài thì khi dùng thời kích TR ngắn, chúng ta chỉ có được một độ từ hóa ngang nhỏ, sinh ra một tín hiệu yếu. Tuy nhiên nếu biết cân đối thì trong trường hợp này, chúng ta vẫn có thể thu được một tín hiệu cộng hưởng từ đủ mạnh bằng cách chọn một góc lật thích hợp.


Hìn
h 2: Ảnh hưởng của góc lật đối với độ từ hóa dọc và độ từ hóa ngang. 
(a) Với góc lật lớn gần bằng 90o, độ từ hóa dọc lật hầu như hoàn toàn thành độ từ hóa ngang, chỉ còn lại một ít chưa lật hết. (b) Với góc lật nhỏ hơn nhiều so với 90o, độ từ hóa dọc chỉ lật một ít thành độ từ hóa ngang và hầu như còn nguyên.

Về mặt lý thuyết, nếu chúng ta định dùng một thời kích TR trên một mô có thời gian T1 đã biết, góc lật tối ưu cho phép tạo ra được tín hiệu mạnh nhất có thể được tính bằng công thức sau đây:

Góc tối ưu = arccos(e-TR/T1)

trong đó e ≈ 2,7282 là cơ số của logarit tự nhiên. Góc lật tối ưu ứng với các giá trị TR và T1 cho trước còn được gọi là góc Ernst (Richard Ernst là một trong những người có những đóng góp quan trọng nhất cho kỹ thuật chụp ảnh cộng hưởng từ y học. Năm 1991, ông nhận được giải Nobel vì những đóng góp này).

Như vậy khi chúng ta muốn dùng thời kích TR ngắn nhưng vẫn muốn có được tín hiệu đủ mạnh trên các mô có T1 dài, sử dụng một góc lật nhỏ là một kỹ thuật thích hợp. Vấn đề này sẽ được xem xét lại trong những phần sau khi chúng ta nói đến các kỹ thuật làm giảm bớt thời gian đo tín hiệu cộng hưởng từ.

Thời vang TE

Như chúng ta đã biết, tín hiệu cộng hưởng từ ngay sau khi tắt xung luôn là tín hiệu mạnh nhất. Tuy nhiên vì cần phải thực hiện thêm một số kỹ thuật quan trọng khác trước khi đo tín hiệu nên trong thực tế, chúng ta luôn có một khoảng thời gian nhất định kể từ lúc tắt xung kích thích đến lúc đo tín hiệu. Khoảng thời gian này được gọi là thời vang TE (echo time).

Sở dĩ gọi là thời vang vì tín hiệu đo được lúc này không phải là tín hiệu gốc ban đầu mà là tín hiệu đã được tái lập lại bằng một kỹ thuật thích hợp. Nói cách khác, tín hiệu đo được là tín hiệu vọng lại hay một điểm vang (echo) của tín hiệu ban đầu. Ngay trong phần tiếp theo chúng ta sẽ gặp một kỹ thuật tái lập lại tín hiệu rất độc đáo được dùng trong một chuỗi xung căn bản là chuỗi xung điểm vang spin (viết tắt là chuỗi xung SE).

Cần nhắc lại rằng thời gian T2 chính là thời gian xảy ra hiện tượng suy giảm tín hiệu FID. Do vậy thời vang TE có mối liên hệ chặt chẽ với thời gian T2 của một mô. Khi TE khá nhỏ so với T2, tín hiệu thu được lúc này còn khá mạnh. Tuy nhiên khi TE dài gần bằng T2, tín hiệu thu được sẽ yếu vì đã bị suy giảm nhiều.

Chúng ta cũng biết rằng trong thực tế, do tác động của từ trường cục bộ không đồng nhất vốn luôn tồn tại trong các mô, thời gian suy giảm tín hiệu thực tế còn ngắn hơn nữa. Thời gian này gọi là T2*. Như vậy nếu TE khá ngắn, tín hiệu thu được vẫn còn là tín hiệu chịu ảnh hưởng của T2. Khi TE dài hơn, ảnh hưởng của T2* càng rõ, và tín hiệu thu  được  lúc  này  càng  biểu  hiện  cho  tình  trạng  không  đồng  nhất  của  từ trường cục bộ.

Xung tái lập 180o

Theo như phân tích ở trên, thời vang TE cho phép chúng ta có đủ thời gian để thực hiện một số kỹ thuật cần thiết trước khi đo tín hiệu. Tuy nhiên qua thời gian, số proton quay lệch pha nhau càng nhiều và đây là nguyên nhân của hiện tượng suy giảm tín hiệu FID.

Bây giờ thử quan sát các proton đang quay trong mặt phẳng xy tại một số thời điểm sau khi tắt xung kích thích. Trên Hình 3, mỗi proton được biểu thị bằng một vectơ nhỏ. Ở Hình 3a, các proton sau khi tắt xung kích thích đang cùng pha, tạo ra một vectơ lớn nhất tại vạch xuất phát. Trên hình này, chúng ta xem như trục x là vạch xuất phát. Sau đó do sự khác biệt về tốc độ quay, chúng dần dần lệch pha nhau: các proton quay nhanh hơn vượt dần lên trước, các proton quay chậm rớt lại phía sau như được minh họa trong Hình 3b. Ở đây, proton có vectơ xám chạy chậm và rớt hẳn lại phía sau, nghĩa là nó nằm gần vạch xuất phát (đường chấm đứt đoạn).

Bây giờ, nếu tại thời điểm TE/2, nghĩa là sau khi hết khoảng một nửa thời vang TE, chúng ta phát ra một xung 180o. Tác dụng của xung là làm lật các proton 180o, đồng nghĩa với việc lật úp mặt phẳng xy quanh trục xuất phát ban đầu. Lúc này, các proton đang chạy “lật đật” phía sau “bỗng dưng” lại trở thành những proton dẫn đầu (Hình 3c). Tuy nhiên do chúng vẫn quay chậm hơn nên trong khoảng nửa thời gian TE còn lại, chúng dần bị các pro- ton chạy nhanh bắt kịp. Vì vậy tại đúng thời điểm đo TE như trên Hình 3d, tín hiệu đã được tái lập, tạo ra một điểm vang (echo). Xung 180o được dùng với mục đích này gọi là xung tái lập (refocusing pulse).

Về cơ bản, xung tái lập đã hóa giải được các nguyên nhân làm cho các pro- ton lệch pha nhau do tình trạng không đồng nhất của từ trường cục bộ. Kỹ thuật độc đáo này hiện nay đã trở thành một trong những kỹ thuật căn bản của cộng hưởng từ. Các chuỗi xung điểm vang spin hay spin echo (SE) mà chúng ta sẽ nghiên cứu trong các phần tiếp theo đều dựa trên nền tảng của kỹ thuật này.


Hìn
h 3: Kỹ thuật dùng xung tái lập 180o để thu được một điểm vang cần thiết tại thời điểm đo tín hiệu TE. Trong (a), các proton đang cùng pha tại thời điểm ngay sau khi tắt xung kích thích. Theo thời gian, các proton lệch pha nhau, dẫn đến tình huống của (b) tại thời điểm TE/2. Trong (c), sau khi phát xung tái lập 180o, các proton bị lật qua phía bên đối diện của vạch xuất phát, khiến cho các proton quay chậm lại đứng trước các proton quay nhanh. Cuối cùng vào thời điểm TE như trong (d), các proton lại cùng pha, tạo ra một điểm vang.

2.  NGUYÊN LÝ TƯƠNG PHẢN CỘNG HƯỞNG TỪ

Chúng ta đã biết rằng mục tiêu quan trọng nhất của các kỹ thuật chụp ảnh y học là khả năng phân định rõ ràng các cấu trúc giải phẫu, nhờ đó chúng ta dễ dàng phát hiện các cấu trúc bất thường ngay cả khi kích thước của chúng còn rất nhỏ. Trên một hình trắng đen, các cấu trúc cạnh nhau có thể “phân biệt được” nếu chúng có mức độ trắng-đen khác nhau đủ để mắt phân biệt được.

Khác biệt về mức độ trắng-đen giữa các cấu trúc trên một hình ảnh y học được gọi là độ tương phản (contrast). Yêu cầu tạo ra được một độ tương phản cao giữa các cấu trúc nằm cạnh nhau có thể được xem là một trong những yêu cầu quan trọng nhất của mọi kỹ thuật chụp ảnh y học. Cộng hưởng từ là một kỹ thuật chụp ảnh y học tạo được độ tương phản tốt nhất hiện nay đối với nhiều cấu trúc trong cơ thể.

Theo cách hiểu thông thường, ảnh chụp cộng hưởng từ là hình ảnh phân bố nước và mỡ (chủ yếu là nước) trong các mô cơ thể. Điều này nghe có vẻ như nơi đâu có nhiều nước, nơi đó có nhiều tín hiệu cộng hưởng từ. Cách hiểu giản đơn như vậy chỉ đúng một phần. Trước tiên, như chúng ta đã biết, tỷ lệ nước tự do và nước tù trong mô có ảnh hưởng trực tiếp đến các thời gian hồi giãn của mô: mô có nhiều nước tự do sẽ có các thời gian hồi giãn dài hơn mô có ít nước tự do. Thứ hai, bởi vì tín hiệu cộng hưởng từ bị suy giảm theo thời gian, thời điểm đo tín hiệu có ảnh hưởng trực tiếp đến lượng tín hiệu thu được. Thời gian hồi giãn và thời điểm đo tín hiệu có thể được dùng phối hợp để có được các loại ảnh cộng hưởng từ với những đặc điểm tương phản khác nhau, không hoàn toàn biểu thị cho sự phân bố nước trong các mô cơ thể.

Kỹ thuật chụp ảnh cộng hưởng từ sử dụng cường độ tín hiệu thu được từ các proton của nước và mỡ có mặt trong các mô để tạo ảnh. Cường độ tín hiệu của mô càng mạnh, hình ảnh cộng hưởng từ của mô đó càng trắng. Như vậy, mức độ trắng-đen của mô trên ảnh cộng hưởng từ biểu thị cho cường độ tín hiệu được phát ra từ mô. Trong thực hành lâm sàng, người ta thường dùng thuật ngữ tín hiệu cao (high signal) để mô tả một vùng “trắng” và thuật ngữ tín hiệu thấp (low signal) để mô tả một vùng “đen” trên hình cộng hưởng từ. Khi muốn chỉ rõ sự khác biệt tín hiệu giữa các mô (độ tương phản), người ta dùng các thuật ngữ cường độ mạnh (hyperintensity), cùng cường độ (isointensity) và cường độ yếu (hypointensity).

Để có được một độ tương phản tốt trên ảnh, kỹ thuật chụp ảnh cộng hưởng từ hiện sử dụng nhiều nguyên lý tương phản khác nhau. Trong phần này chúng ta sẽ nghiên cứu ba nguyên lý tương phản cơ bản được sử dụng thường xuyên trong các hệ thống chụp ảnh cộng hưởng từ là:

  1. Nguyên lý tương phản trọng T1 dựa trên sự khác biệt về thời gian T1, cho ra một loại ảnh cộng hưởng từ có tên gọi là hình trọng T1 (T1- weighted image hay T1W)

  2. Nguyên lý tương phản trọng T2 dựa trên sự khác biệt về thời gian T2, cho ra một loại ảnh cộng hưởng từ có tên gọi là hình trọng T2 (T2- weighted image hay T2W)

  3. Nguyên lý tương phản trọng đậm độ proton dựa trên sự khác biệt về đậm độ proton trong mô, cho ra một loại ảnh cộng hưởng từ có tên gọi là hình trọng đậm độ proton (proton density-weighted image hay PDW)

Ngoài ba loại hình ảnh tương phản nêu trên, kỹ thuật cộng hưởng từ cũng sử dụng một số nguyên lý tương phản khác. Chẳng hạn như dựa vào khả năng khuyếch tán của nước trong cơ thể, kỹ thuật cộng hưởng từ có thể tạo ra một loại ảnh được gọi là hình trọng khuyếch tán (Diffusion-weighted  Image hay DWI). Nguyên lý tương phản trọng khuyếch tán rất có giá trị  trong lĩnh vực hình ảnh học thần kinh, đặc biệt là phát hiện tình trạng nhồi máu não giai đoạn sớm giúp các thầy thuốc lâm sàng có cơ sở để thực hiện điều trị tích cực.

3.  NGUYÊN LÝ TƯƠNG PHẢN TRỌNG T1

Một hình trọng T1 được tạo lập dựa trên sự khác biệt thời gian T1 giữa các mô. Để có được một hình như thế, chúng ta cần chọn thời kích TR và thời vang TE sao cho các thời gian T1 khác nhau càng nhiều sẽ phát ra tín hiệu cộng hưởng từ có cường độ khác nhau càng lớn.

Như chúng ta đã biết từ những phần trước, tín hiệu cộng hưởng từ phụ thuộc vào độ lớn của vectơ từ hóa ngang trong mặt phẳng xy. Độ từ hóa ngang này đến lượt nó lại phụ thuộc vào độ lớn của vectơ từ hóa dọc và góc lật a (xem Phần 1): khi a = 90o, độ từ hóa dọc bị lật hoàn toàn thành độ từ hóa ngang; khi a nhỏ hơn 90o, độ từ hóa dọc chỉ bị lật một phần. Trong cả hai trường hợp, độ lớn của vectơ từ hóa dọc có ảnh hưởng đến độ lớn của vectơ từ hóa ngang, và vì vậy ảnh hưởng đến cường độ tín hiệu cộng hưởng từ.

Chúng ta xem lại tình huống ngay trước lần phát xung kích thích đầu tiên. Dưới tác dụng của từ trường ngoài B0, proton trong các mô lúc này cùng nhau tạo thành độ từ hóa thực Mo. Thế rồi xung kích thích thứ nhất được phát ra, độ từ hóa thực Mo bị lật thành độ từ hóa ngang Mxy trong mặt phẳng xy. Sau khi tắt xung, độ từ hóa dọc bắt đầu được khôi phục. Tốc độ khôi phục độ từ hóa dọc ở các mô tùy thuộc vào thời gian T1 của chúng: mô có T1 ngắn khôi phục độ từ hóa dọc nhanh hơn so với mô có T1 dài. Lúc đầu, vectơ từ hóa dọc của các mô có T1 ngắn sẽ lớn hơn vectơ từ hóa dọc của các mô có T1 dài. Dần dà theo thời gian, khác biệt độ lớn giữa các vectơ từ hóa dọc của các mô có T1 dài ngắn khác nhau sẽ bị thu hẹp lại để rồi cuối cùng chúng sẽ bằng nhau và bằng với vectơ từ hóa thực Mo sau một khoảng thời gian đủ lớn tính từ lúc tắt xung kích thích lần đầu.

Tuy nhiên nếu cho phát xung kích thích lần hai tại một thời điểm khá ngắn so với thời điểm phát xung lần một, nghĩa là thời kích TR ngắn, khác biệt thời gian T1 giữa các mô sẽ bộc lộ rõ: các T1 ngắn đã hồi phục độ từ a dọc khá nhiu so với c T1 dài nên trong ln thứ hai phát xung kích thích sẽ có độ từ hóa ngang lớn hơn, tạo ra tín hiệu cộng hưởng từ mạnh hơn các mô có thời gian T1 dài. Ở những lần phát xung tiếp theo với cùng thời kích TR, chúng ta cũng có kết quả tương tự bởi vì độ lớn của vectơ từ hóa dọc hồi phục lại được sau mỗi xung kích thích phụ thuộc vào từ trường ngoài B0 và thời gian T1, vốn là những đại lượng không đổi. Do vậy, chọn một thời kích TR ngắn sẽ bộc lộ rõ ràng sự khác biệt thời gian T1 của các mô. Khi đó, các mô có T1 ngắn sẽ cho tín hiệu mạnh; ngược lại các mô có thời gian T1 dài sẽ cho tín hiệu yếu (Hình 4). Hình ảnh tạo ra dựa trên sự khác biệt T1 được gọi là hình trọng T1 (T1-weighted image).


Hìn
h 4: Hình trọng T1 cắt ngang não ỏ mức não thất bên cho thấy rất rõ cấu trúc chất xám-chất trắng của mô não. Trên hình trọng T1, chất xám có màu xám (vỏ não và các nhân xám trung ương) còn chất trắng có màu trắng. Lý do là do chất trắng có T1 ngắn hơn so với chất xám nên cho tín hiệu mạnh hơn. Chú ý rằng lớp viền thật sáng quanh sọ là lớp mỡ dưới da có T1 rất ngắn. Vùng đen giữa hình ngăn cách bởi một viền trắng là hình ảnh hai não thất bên với tín hiệu rất yếu của dịch não tủy vì có T1 rất dài.

Thế nhưng thời kích TR bao nhiêu mới được gọi là ngắn? Không có một giá trị cụ thể nào như thế. Tuy nhiên để độc giả dễ hình dung, chúng tôi tạm đưa ra một con số dễ nhớ: thời kích TR nhỏ hơn 1000 ms (dưới 1 giây) có thể được xem là ngắn.

Bây giờ đến thời vang TE. Để có được một hình có độ tương phản tốt nhất trên một hình trọng T1, chúng ta cũng cần chọn thời vang TE ngắn vì theo thời gian, tín hiệu cộng hưởng từ sẽ suy giảm dần. Trong thực hành, TE dưới 30 ms có thể được xem như TE ngắn.

Chúng ta có thể tóm tắt một số điểm chính về loại hình trọng T1 như sau:

  1. Một hình trọng T1 được tạo lập bằng cách dùng thời kích TR ngắn cùng với thời vang TE ngắn.

  2. Trên một hình trọng T1, các mô có T1 ngắn sẽ có tín hiệu mạnh (màu trắng) còn các mô có T1 dài sẽ có tín hiệu yếu (màu đen). Cụ thể, mỡ có màu trắng nhất, các mô mềm có màu xám hơn còn các loại dịch cho màu đen trên hình trọng

4.  NGUYÊN LÝ TƯƠNG PHẢN TRỌNG T2

Nguyên lý tương phản thứ hai được xem xét trong phần này dựa vào sự khác biệt thời gian T2 giữa các mô. Chúng ta cần nhớ lại rằng theo thời gian, tín hiệu cộng hưởng từ sẽ yếu dần do hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID. Thời gian suy giảm tín hiệu chính là thời gian T2. Nếu dùng thời vang TE ngắn, nghĩa là nếu đo tín hiệu thật sớm, sự suy giảm tín hiệu của các mô lúc này chưa nhiều nên sự khác biệt tín hiệu giữa các mô không rõ.

Thế nhưng nếu đo tín hiệu trễ hơn, nghĩa là thời vang TE dài, các mô có T2 ngắn sẽ bị mất khá nhiều tín hiệu còn các mô có T2 dài lúc này chỉ suy giảm một ít, làm cho sự khác biệt tín hiệu giữa các mô có thời gian T2 khác nhau rõ ràng hơn (Hình 5). Hình ảnh thu được dựa trên nguyên lý tương phản do thời gian T2 này được gọi là hình trọng T2 (T2-weighted image).

Theo nguyên lý này, chúng ta cần dùng thời vang TE dài để bộc lộ rõ sự khác biệt tín hiệu giữa các mô có thời gian T2 khác nhau. Như chúng ta đã biết trong phần trước, thời vang dài ngắn không có một mốc cụ thể. Thông thường, thời vang TE lớn hơn 80 ms có thể được xem là TE dài.

Thế nhưng không giống như trong nguyên lý tương phản trọng T1, ở đó chúng ta cần dùng thời kích TR ngắn để có được sự khác biệt tín hiệu giữa các mô dựa trên T1, trong nguyên lý tương phản trọng T2, chúng ta cần dùng thời kích TR dài để cho các mô có đủ thời gian hồi phục hoàn toàn vectơ từ hóa dọc, để rồi sau đó nó sẽ lật thành vectơ từ hóa ngang, phát ra tín hiệu cộng hưởng từ có cường độ mạnh nhất có thể có. Trên cơ sở tín hiệu cộng hưởng từ sau khi ngừng phát xung kích thích, tốc độ suy giảm tín hiệu sẽ được tận dụng để tạo ra độ tương phản.

Nói tóm lại, chúng ta cần nhớ một số điểm chính yếu về hình trọng T2 như sau:

  1. Hình trọng T2 được tạo lập bằng cách dùng thời kích TR dài cùng với thời vang TE dài.

  2. Trên một hình trọng T2, các mô có T2 dài sẽ có tín hiệu mạnh (màu trắng) còn các mô có T2 ngắn sẽ có tín hiệu yếu (màu đen). Cụ thể, các chất dịch như dịch não tủy có màu trắng nhất, các mô mềm có màu xám hơn. Các mô có tín hiệu suy giảm cực nhanh (T2 cực ngắn) như vỏ xương hầu như không có tín hiệu nên rất đen trên hình trọng T2.


Hìn
h 5: Một hình trọng T2 cắt dọc đứng vùng cột sống thắt lưng cho thấy rõ các đốt sống, đĩa đệm, các thành phần trong ống sống và các mỏm ngang của đốt sống. Một điểm rất đáng chú ý là dịch não tủy trong ống sống rất trắng trên hình trọng T2 do có thời gian T2 dài. Chúng bao quanh một vệt đen là phần cuối của chóp tủy kéo dài thành chùm đuôi ngựa.

5. NGUYÊN LÝ TƯƠNG PHẢN TRỌNG ĐẬM ĐỘ PROTON

Ngoài hai nguyên lý tương phản đã nêu, người ta còn dùng nguyên lý tương phản  dựa  trên  đậm  độ  của  proton  trong  các  mô  cơ  thể, cho  ra  loại  hình trọng đậm độ proton (proton density-weighted image hay PDW).

Như chúng ta đã biết, tín hiệu cộng hưởng từ thu được ngay sau khi tắt xung kích thích về nguyên tắc chỉ phụ thuộc vào đậm độ pro- ton có trong mô, nghĩa là phụ thuộc vào lượng nước và mỡ trong mô. Muốn thu được tín hiệu ở giai đoạn này, chúng ta cần dùng thời kích TR đủ dài để có được tín hiệu tốt nhất kèm với thời vang TE ngắn để làm giảm bớt sự suy giảm tín hiệu (Hình 6).


Hình
6: Một hình trọng đậm độ proton cắt ngang não qua một lớp cắt nằm trên mức não thất bên.

Thế nhưng như chúng ta đã biết, tín hiệu cộng hưởng từ chỉ phản ánh một cách tương đối đậm độ proton trong mô. Tỷ lệ giữa lượng nước tù và nước tự do trong mô làm thay đổi các thời gian hồi giãn đặc trưng của mô, và do vậy tín hiệu cộng hưởng từ của mô không hoàn toàn biểu thị cho đậm độ proton trong mô. Độ xê dịch hóa học cũng là một yếu tố làm thay đổi tín hiệu. Chính vì vậy một số tác giả đề xuất không gọi là hình trọng đậm độ proton mà gọi là ảnh trung gian (intermediate-weighted image). Tuy nhiên thuật ngữ hình trọng đậm độ proton đã được sử dụng phổ biến nên trong cuốn sách này nó vẫn được sử dụng.

Để kết thúc phần này, chúng ta tóm tắt ba nguyên lý tương phản cơ bản bằng cách so sánh các tham số TR và TE được dùng cho mỗi loại tương phản (Hình 7).

  1. Thời kích TR và thời vang TE đều ngắn sẽ tạo ra hình trọng T1

  2. Thời kích TR và thời vang TE đều dài sẽ tạo ra hình trọng T2

  3. Thời kích TR dài còn thời vang TE ngắn sẽ tạo ra hình trọng đậm độ proton

  4. Thế còn trường hợp thời kích TR ngắn còn thời vang TE dài? Nói chung chúng không tạo ra được một hình ảnh có ý nghĩa về độ tương phản vì khi dùng TR ngắn, khác biệt tín hiệu giữa các mô có nguồn gốc từ sự khác biệt thời gian T1 nhưng vì lại dùng thời vang TE dài nên sự khác biệt tín hiệu lại không còn đáng kể nữa do lúc này tín hiệu đã bị suy giảm nhiều.

Hình 7. Các dạng tương phản hình ảnh do phối hợp TR và TE.

6. NHỮNG ĐIỂM CẦN GHI NHỚ

Trong phần này chúng ta đã xem xét ba nguyên lý tương phản thường được dùng khi tạo lập ảnh cộng hưởng từ. Dưới đây chúng ta tóm tắt một số khái niệm quan trọng.

  • Khi chụp ảnh cộng hưởng từ, sự khác biệt cấu trúc giữa các mô được xác định bằng sự khác biệt về cường độ tín hiệu giữa chúng. Thông thường, cường độ tín hiệu được biểu hiện trên hình bằng mức độ trắng đen: cường độ càng cao, cấu trúc càng trắng. Mức độ khác biệt trắng đen khi này được gọi là độ tương phản của hình.

  • Để có được đủ dữ liệu cho một ảnh cộng hưởng từ, chúng ta cần phải phát xung kích thích nhiều lần, tương ứng với nhiều lần đo tín hiệu. Khoảng cách thời gian giữa hai lần phát xung kích thích được gọi là thời kích TR. Khoảng cách thời gian từ khi phát xung kích thích đến lúc thực hiện đo tín hiệu được gọi là thời vang TE. Mỗi tín hiệu tại thời điểm đo được gọi là điểm vang (echo).

  • Ngoài thời kích TR và thời vang TE, người ta còn có thể dùng một góc lật a nhỏ hơn 90o. Mục đích là chỉ lật một phần vectơ từ hóa dọc thành vectơ từ hóa ngang đủ để tạo ra một lượng tín hiệu cần thiết, giảm bớt thời gian khôi phục hoàn toàn vectơ từ hóa dọc.

  • Có ba nguyên lý tương phản cơ bản được dùng trong kỹ thuật chụp cộng hưởng từ: nguyên lý trọng T1 sử dụng TR và TE ngắn; nguyên lý trọng T2 sử dụng TR và TE dài; nguyên lý trọng đậm độ proton sử dụng TR dài và TE ngắn.

  • Trên một hình trọng T1, chúng ta dùng một thời kích TR ngắn để bộc lộ rõ sự khác biệt cường độ tín hiệu giữa hai mô có thời gian T1 khác nhau: mô có T1 ngắn hầu như đã khôi phục hoàn toàn độ từ hóa dọc, cho ra độ từ hóa ngang ở lần kích thích tiếp theo khá lớn; trong khi đó mô có T1 dài chỉ khôi phục được một phần nên độ từ hóa ngang tương ứng ở lần kích thích tiếp theo sẽ nhỏ. Khi đó nếu đo tín hiệu tại một thời điểm khá ngắn sau khi phát xung kích thích (thời vang TE ngắn), tín hiệu của mô có T1 ngắn sẽ cao còn tín hiệu của mô có T1 dài sẽ thấp.

  • Trên một hình trọng T2, chúng ta tận dụng sự khác biệt thời gian T2 giữa các mô, nghĩa là tốc độ suy giảm tín hiệu: mô có T2 càng ngắn, tín hiệu suy giảm càng nhanh. Trước tiên chúng ta cần dùng thời kích TR đủ dài để độ từ hóa dọc của các mô đều khôi phục hoàn toàn, cho ra độ từ hóa ngang tốt nhất có thể có. Sau đó phát xung kích thích và thực hiện đo tín hiệu tại một thời điểm khá dài (thời vang TE dài). Lúc này các mô có thời gian T2 ngắn hầu như đã mất hết tín hiệu; các mô có thời gian T2 dài chỉ mất một ít, cho ra một hình trọng T2, trong đó mô có T2 dài sẽ có tín hiệu cao (màu trắng) còn mô có T2 ngắn sẽ có tín hiệu thấp (màu đen).

  • Trên một hình trọng đậm độ proton, chúng ta tận dụng sự khác biệt giữa đậm độ proton của các mô để tạo độ tương phản trên hình bằng cách chọn thời kích TR dài và thời vang TE ngắ Thời kích TR dài cho phép các mô khôi phục hoàn toàn độ từ hóa dọc, tạo ra một độ từ hóa ngang lớn nhất trong lần kích thích tiếp theo. Thời vang TE ngắn cho phép đo được tín hiệu “thật” của các mô vì lúc này tín hiệu ở các mô chưa bị mất nhiều. Sự khác biệt tín hiệu lúc này biểu thị một cách tương đối sự khác biệt của đậm độ proton trong mô.

Tham khảo: 

  1. Trần Đức Quang (2008), Nguyên lý và kỹ thuật chụp cộng hưởng từ, Chương 3, NXB ĐHQG TPHCM, Trang 35-48.
  2. Mriquestions.com
  3. Radiopaedia.org

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Siêu âm – Xquang – CT – MRI – PET – SPECT