Lưu trữ cho từ khóa: MRI

PHẦN 9: NHÌN LẠI CÁC NGUYÊN LÝ TƯƠNG PHẢN TRONG CỘNG HƯỞNG TỪ

Sau khi đã tìm hiểu các nguyên lý và kỹ thuật chụp cộng hưởng từ quan trọng nhất, trong phần này chúng ta sẽ xem xét lại và tổng kết chúng từ một góc độ có tính thực tiễn hơn, góc độ các nguyên lý tương phản. Ngoài ba nguyên lý tương phản đã được phân tích trong phần 3, chúng ta cũng bổ sung nguyên lý tương phản trọng dòng chảy đã được phân tích qua các kỹ thuật chụp tim mạch trong Phần 8, đồng thời thảo luận thêm hai nguyên lý tương phản vốn là cơ sở cho lĩnh vực cộng hưởng từ chức năng (functional MRI): nguyên lý trọng khuếch tán và nguyên lý trọng tưới máu. Thứ tự tổng kết được thực hiện như sau:

  • Nguyên lý trọng T1
  • Nguyên lý trọng T2
  • Nguyên lý trọng đậm độ proton
  • Nguyên lý trọng dòng chảy
  • Nguyên lý trọng khuếch tán
  • Nguyên lý trọng tưới máu

Cũng cần nhấn mạnh rằng ở Phần 3, các nguyên lý tương phản được thảo luận trên cơ sở của chuỗi xung điểm vang spin với các nguyên tắc: hình trọng T1 có TR và TE đều ngắn, hình trọng T2 có TR và TE đều dài, còn hình trọng đậm độ proton có TR dài và TE ngắn. Thời gian cụ thể gọi là dài hoặc ngắn của TR và TE được nêu ra ở Phần 3 thật sự không còn đúng đối với nhiều kỹ thuật đã bàn luận trong những phần vừa qua. Do vậy hiểu biết rõ cơ chế tác động của các xung và các thang từ trong mỗi chuỗi xung sẽ giúp chúng ta hiểu vì sao với những tham số nhất định, một chuỗi xung sẽ cho ra hình trọng T1 hoặc T2.

1. NGUYÊN LÝ TRỌNG T1

Nói tổng quát, một hình trọng T1 có thể có được từ hai chuỗi xung căn bản: chuỗi xung điểm vang spin (chuẩn) và chuỗi xung điểm vang thang từ có nhiễu phá. Các xung đặc hiệu, nhất là các xung xóa mỡ như xung đảo nghịch ngắn (short TI) hay xung bão hòa mỡ cũng có thể được sử dụng kèm với hai chuỗi xung căn bản để tạo ra kết quả mong muốn.

Chuỗi xung điểm vang spin SE

Cho đến nay đây vẫn là chuỗi xung kinh điển để tạo ra hình ảnh trọng T1 (Hình 1), nhất là đối với các hệ thống chụp ảnh có phần cứng hạn chế. Thời gian TR (ngắn) vào khoảng 600 ms còn thời gian TE (ngắn) vào khoảng 20 ms. Góc lật dĩ nhiên là 90o. Cần nhớ rằng do hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID, tín hiệu sẽ ngày càng giảm dần, và vì vậy thời gian TE càng ngắn, chất lượng hình ảnh càng tốt.


Hình 1:
Các hình trọng T1 với chuỗi xung điểm vang spin. (a) Hình cắt ngang não cho thấy dịch não tủy trong não thất bên (mũi tên) có tín hiệu thấp. (b) Hình cắt dọc đứng qua khớp gối cho thấy mô mỡ dưới da và mỡ trong tủy xương có tín hiệu cao. Sụn chêm có viền sáng nhưng có tín hiệu thấp bên trong (mũi tên).

Chuỗi xung đảo nghịch IR

Theo cách hiểu thông thường, chuỗi xung đảo nghịch thật ra chỉ là một biến thể của chuỗi xung điểm vang spin, trong đó người ta dùng thêm một xung đảo nghịch 180o trước khi phát xung kích thích một khoảng thời gian TI. Nếu thời đảo TI được chọn khá ngắn, gần bằng với thời gian T1 của mỡ, chuỗi xung khi đó được gọi là chuỗi xung STIR (short TI inversion recovery) mà như chúng ta đã biết nó có tác dụng xóa mỡ.

Về phương diện tương phản, hình ảnh thu được từ chuỗi xung này là một hình trọng T1 ngược chứ thật sự không phải hình trọng T1. Nghĩa là trên hình này, mô có T1 ngắn lại có tín hiệu thấp (màu đen) còn mô có T1 dài lại có tín hiệu cao (màu trắng). Kết quả “ngược đời” này xuất phát từ chỗ mô có T1 dài khi bị đảo ngược 180o sẽ khôi phục chậm hơn. Do vậy vào lúc phát xung kích thích, giá trị tuyệt đối của độ từ hóa dọc của mô có T1 dài vẫn còn lớn (mặc dù có giá trị âm) trong khi mô có T1 ngắn đã khôi phục gần như trở về zero. Khi bị lật ngang bằng xung kích thích, mô có T1 dài sẽ có độ từ hóa ngang lớn hơn, cho ra tín hiệu cao hơn.

Khi chụp ở não, chuỗi xung STIR thường được in “âm bản” khiến cho vùng trắng được in thành đen và ngược lại. Nghĩa là khi đó hình trọng T1 ngược trở thành hình trọng T1 thực sự (Hình 2).


Hình 2:
Hình trọng T1 chụp bằng chuỗi xung STIR và in âm bản phân định rất rõ cấu trúc chất xám và chất trắng. Để ý vùng nền của không khí xung quanh đầu bệnh nhân lúc chụp trên hình này có màu xám trắng, trong khi đó trên các phim thông thường đều có màu đen.

Chuỗi xung điểm vang thang từ có nhiễu phá GRE

Các chuỗi xung điểm vang thang từ thường dùng thời gian TR ngắn kèm với góc lật nhỏ hơn 90o. Khi TR ngắn hơn T2 của một mô nào đó trong vùng can chụp thì tại thời điểm phát xung kích thích tiếp theo, độ từ hóa ngang vẫn còn tồn tại. Độ từ hóa ngang còn dư lại làm tăng đặc thù trọng T2 và làm giảm đặc thù trọng T1 của hình.

Để bảo đảm chất lượng của một hình trọng T1, trong chuỗi xung điểm vang thang từ có nhiễu phá (spoiled gradient echo), người ta phải nhiễu phá độ từ hóa ngang còn dư lại này bằng một xung hoặc một thang từ nhiễu phá. Khi đó ở lần kích thích tiếp theo, độ từ hóa ngang bị mất hoàn toàn hoặc chỉ còn rất ít. Nếu chọn lựa các tham số TR, TE và góc lật một cách thích hợp, chúng ta có thể thu được một hình trọng T1 rất đặc thù (Hình 3).


Hình 3:
Hình trọng T1 được thực hiện trong thì động mạch sau khi tiêm Gado cho thấy nhiều tổn thương di căn của gan (mũi tên).

Chuỗi xung điểm vang thang từ có nhiễu phá có thể được thực hiện kèm với kỹ thuật chụp đa lớp cắt hoặc chụp ba chiều. Mỗi kỹ thuật này đều có những ưu điểm riêng vốn có của chúng, và khi bổ túc vào chuỗi xung này chúng làm tăng hiệu quả của chuỗi xung lên rất nhiều.

Cũng cần nhắc lại ở đây rằng các tên thương mại khá phổ biến của chuỗi xung điểm vang thang từ có nhiễu phá là FLASH (hãng Siemens), spoiled GRASS hay SPRG (hãng GE).

2. NGUYÊN LÝ TRỌNG T2

So với các hình trọng T1 thường chỉ được tạo ra bằng cách dùng các chuỗi xung điểm vang spin và điểm vang thang từ có nhiễu phá, các hình trọng T2 có thể được tạo ra bằng nhiều kỹ thuật hơn, mặc dù một số kỹ thuật thực sự cho hình trọng T2/T1 chứ không đơn thuần trọng T2. Một hình trọng T2/T1 là hình có tín hiệu cao đối với các mô có T2 dài hoặc có T1 ngắn.

Chuỗi xung điểm vang spin SE

Sử dụng chuỗi xung điểm vang spin để tạo ra một hình trọng T2 là một kỹ thuật kinh điển. Với thời gian TR dài và TE dài, tín hiệu của các mô có T2 ngắn hầu như đã mất hết do hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID, chỉ còn lại tín hiệu của các mô có T2 dài, tạo ra một hình có độ tương phản dựa vào đặc thù thời gian T2 của các mô.


Hình 4:
Hình trọng T2 chụp bằng chuỗi xung điểm vang spin cho não (bên trái) và cột sống (bên phải) cho thấy dịch não tủy có tín hiệu cao (màu trắng) vì có thời gian T2 rất dài.

Chuỗi xung điểm vang thang từ GRE

Chúng ta đã biết rằng chuỗi xung điểm vang thang từ không dùng xung tái lập 180o. Thay vì thế nó sử dụng một thùy hồi pha để điều chỉnh tình trạng lệch pha do thùy khử pha gây ra. Ở điểm này, thùy hồi pha có tác dụng kém hơn xung tái lập 180o. Nó không có khả năng điều chỉnh tình trạng lệch pha gây ra do tình trạng không đồng nhất của từ trường cục bộ hoặc do độ xê dịch hóa học. Điều này nói lên rằng chuỗi xung điểm vang thang từ dễ bị ảnh hưởng của tình trạng không đồng nhất của từ trường cục bộ hoặc độ xê dịch hóa học, dẫn đến tình trạng mất tín hiệu cục bộ.

Khi có xuất huyết hoặc vôi hóa, tính chất thuận từ của sắt (từ các sản phẩm của quá trình phân hủy hồng cầu trong khối máu xuất huyết) và canxi sẽ làm cho từ trường cục bộ trở nên kém đồng nhất. Vận dụng đặc điểm nhạy với tình trạng không đồng nhất của từ trường cục bộ của chuỗi xung điểm vang thang từ, người ta thường dùng nó để xác định chẩn đoán (Hình 5).

Cũng cần nhắc lại rằng tính không đồng nhất của từ trường và độ xê dịch hóa học vốn luôn hiện diện trong mọi mô. Chúng làm cho thời gian suy giảm tín hiệu FID thực tế (thời gian T2*) ngắn hơn thời gian suy giảm lý thuyết (thời gian T2). Chuỗi xung điểm vang thang từ vì thế được xem là chuỗi xung tạo ra hình trọng T2* thay vì trọng T2. Vì vậy có đôi khi người ta cũng gọi chuỗi xung điểm vang thang từ là chuỗi xung T2* (các tác giả Pháp).


Hìn
h 5: Hình trọng T2 chụp bằng chuỗi xung điểm vang spin nhanh (bên trái) cho thấy nhiều tổn thương xuất huyết (mũi tên). Thế nhưng khi chụp bằng chuỗi xung điểm vang thang từ (bên phải), người ta phát hiện ra khá nhiều tổn thương nhỏ (đầu mũi tên).

Chuỗi xung điểm vang thang từ không nhiễu phá

Các chuỗi xung điểm vang thang từ không nhiễu phá nói chung đều sinh ra các hình trọng T2/T1. Do thời gian TR ngắn, mô có T1 ngắn khôi phục độ từ hóa dọc được nhiều hơn; do không nhiễu phá độ từ hóa ngang còn dư, mô có T2 dài có độ từ hóa ngang lớn hơn. Cả mô có T1 ngắn lẫn mô có T2 dài như vậy đều có tín hiệu cao trên hình, cho ra hình trọng T2/T1.

Thực tế, thời gian T1 và T2 của các mô thường song hành với nhau, nghĩa là mô có T1 dài cũng có T2 dài và ngược lại. Vì vậy độ tương phản trên các hình trọng T2/T1 thường không rõ. Chẳng hạn mô gan có T1 ngắn nên sẽ có tín hiệu cao hơn đa số các tổn thương gan với T1 dài trên hình trọng T1; ngược lại các tổn thương gan thường có T2 cũng dài nên có tín hiệu cao hơn gan trên hình trọng T2. Thế nhưng trên hình trọng T2/T1, cả hai đều có tín hiệu cao, không có được một độ tương phản rõ rệt giữa chúng.

Các chuỗi xung đầu tiên loại này thường được gọi với tên thương mại là FISP (hãng Siemens) và GRASS (hãng GE). Gần đây hơn, chuỗi xung SSFP (Steady State Free Precession) được thiết kế với thời gian TR và TE cực ngắn (3 và 1 ms) có nhiều ứng dụng lâm sàng, đặc biệt đối với vùng bụng và tim mạch. Tên thương mại khá thông dụng của nó là trueFISP (Siemens).


Hình
6: Hình dọc trán chụp bằng chuỗi xung trueFISP thấy rất rõ một khối u lớn nằm ở vùng hố thận phải (mũi tên lớn) được chẩn đoán là carcinoma thận phải.

Chuỗi xung điểm vang spin nhanh FSE

Từ Phần 6 chúng ta đã biết rằng các chuỗi xung nhiều điểm vang cho ra hình trọng T2, đặc biệt khi thời vang hiệu dụng TEef dài. Đối với các chuỗi xung một phát (single-shot), toàn bộ các hàng trong k-không gian đều được lấy mẫu qua một lần phát xung, do vậy không có TR hoặc có thể xem TR dài vô tận. Đối với các chuỗi xung nhiều phát (multishot), mỗi thời khoảng TR sẽ ghi nhận tín hiệu cho nhiều hàng trong k-không gian, mỗi hàng được lấy mẫu từ một điểm vang trong xâu điểm vang.

Trong trường hợp thông thường, hiện nay người ta có xu hướng thay chuỗi xung SE chụp hình trọng T2 bằng chuỗi xung chụp nhanh nhiều phát. Hiệu quả của chuỗi xung chụp nhanh rõ ràng là hơn hẳn dù độ tương phản và chất lượng hình nói chung có giảm bớt một ít.

Nếu phải chụp thật nhanh, người ta có thể dùng chuỗi xung một phát SSFSE (single-shot fast spin echo) mà tên thương mại rất phổ biến của nó là HASTE (half-Fourier acquisition single shot turbo spin echo). Các chuỗi xung có tên turbo đều là chuỗi xung nhanh của của hãng Siemens: turboSE, turbo- FLASH, turboGSE, turboIR. Như tên gọi của nó cho biết, HASTE sử dụng một chiến lược điền dữ liệu vào k-không gian gọi là kỹ thuật nửa-Fourier (half-Fourier). Kỹ thuật này tận dụng tính đối xứng của k-không gian bằng cách thay vì điền hết mọi hàng trong đó, nó chỉ thực hiện điền hơn một nửa số hàng cần thiết; số hàng còn lại sẽ được máy tính “nội suy” và lấp đầy vào. Nếu chọn thời vang hiệu dụng TEef thật dài, hình thu được hầu như chỉ có tín hiệu của nước. Đặc điểm này được sử dụng để chụp đường mật và ống tụy (Hình 7) và gọi là mật tụy đồ cộng hưởng MRCP (MR Cholangiopancreatography).


Hìn
h 7: Hình MRCP chụp bằng kỹ thuật HASTE cho thấy rõ túi mật (mũi tên rỗng), ống gan trái, ống mật chủ, tá tràng (mũi tên cong), ống tụy (mũi tên ngắn). Ống gan phải bị che khuất chỉ thấy một phần (mũi tên dài).

Đặc biệt hơn, chuỗi xung điểm vang spin nhanh có thể sử dụng thêm một xung đảo nghịch 180o trước khi phát xung kích thích, cho phép xóa mỡ (chuỗi xung STIR) hoặc xóa dịch (chuỗi xung FLAIR). Chúng ta cần nhớ rằng chuỗi xung FLAIR vốn đã tạo ra hình trọng T2 khi được chụp bằng kỹ thuật thông thường (dùng điểm vang spin), trong khi đó chuỗi STIR thực chất cho ra hình trọng T1 ngược. Khi sử dụng chuỗi xung STIR với kỹ thuật chụp hình nhanh (điểm vang spin nhanh) và với thời vang TEef đủ dài, chuỗi xung STIR nhanh này cho ra hình trọng T2 (Hình 8) mặc dù vẫn biểu hiện một phần đặc tính trọng T1 vốn có của mình.

Chuỗi xung điểm vang đồng phẳng

Giống như kỹ thuật điểm vang spin nhanh, các chuỗi xung điểm vang đồng phẳng EPI về cơ bản cũng tạo ra các hình trọng T2. Khác biệt chủ yếu của chuỗi xung điểm vang đồng phẳng so với chuỗi xung điểm vang spin nhanh là điểm vang được tạo ra trong chuỗi xung đồng phẳng là điểm vang thang từ, không phải điểm vang spin. Tuy nhiên người ta cũng tìm cách phối hợp chuỗi xung điểm vang đồng phẳng EPI với điểm vang spin SE bằng cách thực hiện một xung tái lập 180o vào thời điểm TEef/2. Nhờ xung tái lập này, hình ảnh thu được ít bị ảnh hưởng bởi tình trạng không đồng nhất của từ trường cục bộ và độ xê dịch hóa học vốn là một đặc trưng của các chuỗi xung điểm vang thang từ.


Hình
8: Hình chụp đứng dọc khớp gối với chuỗi xung STIR nhanh (TR/TEef/ TI, 5000/30/150) xóa rất tốt mỡ của tủy xương và cho thấy rõ tụ dịch trên xương bánh chè (mũi tên) bằng tín hiệu rất cao.

3. NGUYÊN LÝ TRỌNG ĐẬM ĐỘ PROTON

Hiện tại, ngoài hai chuyên khoa thần kinh và cơ xương khớp, các hình trọng đậm độ proton (proton density) rất ít được dùng. Kỹ thuật chủ yếu vẫn là chuỗi xung điểm vang spin kinh điển; một số trường hợp có thể dùng kỹ thuật điểm vang spin nhanh. Trong thực tế, hình trọng đậm độ proton thường được chụp chung với hình trọng T2 bằng kỹ thuật điểm vang kép (double-echo hay dual-echo), mỗi điểm vang tạo ra một hình. Với kỹ thuật này, sau mỗi xung kích thích 90o, người ta phát hai xung tái lập 180o tại hai thời điểm khác nhau trong khoảng thời gian TR sao cho điểm vang thứ nhất có thời vang TE khá ngắn dành cho hình trọng đậm độ proton còn điểm vang thứ hai có thời vang TE khá dài dành cho hình trọng T2.

Trong thực tế lâm sàng, hình trọng đậm độ proton rất có giá trị khi cần đánh giá các cấu trúc có tín hiệu thấp như mô sợi. Đặc biệt, hình trọng đậm độ proton được xem là hình có độ nhạy tốt nhất đối với các trường hợp rách sụn chêm (Hình 9).

4. NGUYÊN LÝ TRỌNG DÒNG CHẢY

Nguyên lý và kỹ thuật chụp dòng chảy đã được chúng ta tìm hiểu khá chi tiết trong Phần 8. Tuy nhiên để cho độc giả có được một cái nhìn toàn cảnh từ góc độ nguyên lý tương phản cộng hưởng từ, chúng ta sẽ lược qua một số điểm mấu chốt có liên quan đến tín hiệu của các dòng chảy.


Hình 9:
Hình đứng dọc trọng đậm độ proton cho thấy rất rõ một đường rách ở sừng sau của sụn chêm trong (mũi tên) kéo dài từ mặt khớp trên đến mặt khớp dưới.

Độ tương phản do thuốc

Các thuốc tương phản từ đa số đều dùng theo đường tiêm tĩnh mạch với tác dụng chủ yếu là làm giảm rõ rệt thời gian T1 và T2 của dòng máu và của các mô “bắt thuốc”, dù rằng mức độ có khác nhau tùy theo từng loại thuốc.

Tác dụng làm giảm thời gian T1 biểu hiện ra khi được chụp bằng các chuỗi xung “trọng T1”, chẳng hạn với chuỗi xung điểm vang spin có cả TR và TE đều ngắn, khi đó mạch máu và các mô bắt thuốc sẽ có tín hiệu cao. Tác dụng làm giảm thời gian T2 biểu hiện bằng tình trạng giảm tín hiệu khi được chụp bằng các chuỗi xung “trọng T2”. Tác dụng này trong thực tế không dùng để đánh giá mạch máu mà chỉ được sử dụng để làm giảm T2 của các mô, cho phép chụp các hình trọng T2 hoặc T2*. Thí dụ các chất SPIO có thể được các tế bào Kuffer trong gan bắt giữ, làm giảm tín hiệu của nhu mô gan so với tổn thương và các mô xung quanh (Hình 10).

Về mặt huyết động học, nói chung trong khoảng thời gian 30 giây sau tiêm, thuốc chủ yếu tồn tại trong động mạch (thì động mạch). Trong khoảng 30 giây tiếp theo, thuốc lan tỏa qua mao mạch rồi đến tĩnh mạch (thì hồ máu). Sau thời điểm 60 giây, thuốc đã ngấm qua thành mao mạch (ngoại trừ mao mạch hệ thần kinh và tinh hoàn) để vào khoang gian bào nhưng nhìn chung vẫn tiếp tục tồn tại trong hồ máu (thì ngoại bào). Từ thời gian này trở về sau, các thuốc đặc hiệu với tế bào (tế bào gan, tế bào hệ lưới nội mô, vân vân) mới có thể vào được nội bào và có tác dụng.


Hình
10: (a) Hình cắt ngang bụng trọng T2 không tiêm thuốc cho thấy một tổn thương rất lớn và các tổn thương nhỏ không rõ bờ ở gan. (b) Sau khi tiêm ferumoxide (AMI-25), trên hình trọng T2 tín hiệu của nhu mô gan giảm rõ, làm tăng độ tương phản giữa nhu mô và các tổn thương.

Do những đặc điểm về huyết động học nêu trên, thời điểm chụp sau khi tiêm thuốc có ảnh hưởng rất lớn đến khả năng làm thay đổi thời gian T1 và T2 của thuốc tương phản. Nếu muốn đánh giá tình trạng động mạch, chúng ta cần chụp ở thì sớm (thì động mạch), tốt nhất không nên để quá 20 giây sau tiêm. Khi để trễ hơn, chúng ta có thể thấy cả tĩnh mạch (thì hồ máu). Đánh giá khả năng “bắt thuốc” của mô cần thực hiện ở thì ngoại bào, tốt nhất sau tiêm 2 phút. Với các thuốc đặc hiệu tế bào, thời gian chụp có thể lâu hơn và kéo dài nhiều giờ. Thời điểm bắt đầu chụp có thể từ 10 đến 30 phút sau tiêm.

Trong trường hợp đặc biệt hơn, một số tổn thương có tính chất huyết động khá đặc thù, biểu hiện ở tốc độ và cách thức “bắt thuốc”, kể cả tốc độ và cách thức “xả thuốc”. Khi đó, một phương thức chụp “động” (dynamic) sẽ thích hợp hơn. Chẳng hạn để đánh giá một tổn thương nghi ngờ là hemangioma ở gan, người ta tiêm thuốc tương phản nhóm chelate gado rồi chụp các hình trọng T1 bằng chuỗi xung điểm vang thang từ: chụp một hình ngay trước khi tiêm rồi chụp lập lại các hình ở thì động mạch (khoảng 30 giây sau tiêm), thì hồ máu hay thì tĩnh mạch cửa (khoảng 30 giây nữa) và thì ngoại bào hay thì cân bằng (khoảng 2 đến 3 phút sau tiêm). Kỹ thuật chụp động này cho phép đánh giá tính chất “bắt thuốc” và “xả thuốc” của tổn thương (Hình 11).


Hình
11: Chuỗi hình chụp động trọng T1 đánh giá một tổn thương nghi ngờ hemangioma ở gan. (a) Chụp ngay trước tiêm (b-d) Các hình chụp động sau tiêm ở thì động mạch (b), thì tĩnh mạch cửa (c) và thì cân bằng (d).

Độ tương phản do hiệu ứng dòng chảy

Ngoài cách dùng thuốc để tạo ra độ tương phản, một cách làm có phần tương tự như dùng thuốc cản quang trong CT và X quang quy ước, cộng hưởng từ còn có thể sử dụng ngay sự chuyển động của dòng máu để có được một độ tương phản nhất định so với các mô đứng yên. Đặc biệt hơn, máu chảy trong lòng mạch không chỉ sáng tương tự như khi dùng thuốc tương phản mà còn có thể tối hơn so với các mô đứng yên. Hiệu ứng tạo ra hình ảnh máu tối là hiệu ứng trống dòng (flow void effect) trong khi đó hiệu ứng tạo ra hình ảnh máu sáng là hiệu ứng nội dòng (inflow effect).

Hiệu ứng trống dòng thường xảy ra khi chụp bằng chuỗi xung điểm vang spin (SE hoặc FSE) cho những dòng máu chảy chậm, với tín hiệu được ghi nhận tại một thời vang TE hoặc TEef khá dài sau xung kích thích. Trong tình huống này, máu bị lệch pha nhiều nhưng do hầu như đã chảy ra khỏi lớp cắt đang chụp nên không nhận được xung tái lập 180o, trong khi đó khối máu mới thay thế lại chưa nhận được xung kích thích. Kết quả là tại thời điểm đo tín hiệu TE hoặc thời điểm ghi nhận tín hiệu cho các hàng gần trung tâm của k-không gian (TEef), dòng máu chảy có tín hiệu rất thấp, cho ra hình ảnh máu đen khiến chúng ta có cảm giác như trong lòng mạch không có gì (trống dòng).

Hiệu ứng nội dòng xảy ra khi một khối máu mới chưa bị bão hòa chảy vào vùng đang được chụp hình. Ở thời điểm này, các mô đứng yên xung quanh đã nhận được nhiều loại xung và thang từ khác nhau, dẫn đến tình trạng chúng bị bão hòa khá nhiều. Do vậy khi được kích thích ở lần tiếp theo, tín hiệu của các mô đứng yên so với tín hiệu của khối máu mới sẽ thấp hơn. Nếu được chụp bằng một kỹ thuật thích hợp, thường là một chuỗi xung nhanh, dòng máu đang chảy sẽ có tín hiệu cao hơn hẳn so với mô đứng yên xung quanh (Hình 12).


Hìn
h 12: Hình minh họa cho hiệu ứng nội dòng.

Ngoài hiệu ứng nội dòng, người ta còn có thể dùng độ chênh lệch pha hay độ tương phản pha (phase contrast) để tạo ra hình ảnh máu sáng, cho phép đánh giá được cả tốc độ chảy của dòng máu. Muốn vậy, người ta cần chụp vùng đang khảo sát ở hai thời điểm khác nhau. Khi so sánh dữ liệu của hai thời điểm này, các mô đứng yên không có sự khác biệt về pha còn dòng máu chảy có một độ chênh lệch rõ rệt. Độ chênh lệch zero của các mô đứng yên hiển thị thành hình tối còn độ chênh lệch khác zero của dòng máu đang chảy hiển thị thành hình sáng.

5. NGUYÊN LÝ TRỌNG KHUẾCH TÁN

Ở góc độ triết học, chuyển động là một thuộc tính vốn có của sự vật. Ở góc độ sinh học, chuyển động biểu thị các hoạt động chức năng của cơ thể. Các quá trình sinh lý xảy ra trong cơ thể, từ mức độ đại thể như các hoạt động hít vào, thở ra của phổi hay hoạt động co bóp của tim đến các mức độ vi thể như các quá trình trao đổi chất ở tế bào đều những biểu hiện cụ thể của sự chuyển động.

Nhờ khả năng “nhạy cảm” với sự chuyển động, cộng hưởng từ đã được kỳ vọng như một phương tiện giúp chúng ta đánh giá được chức năng của các bộ phận, nghĩa là các quá trình hoạt động của chúng. Mặc dù đã được đặt ra từ lâu nhưng do những hạn chế về phần cứng và kỹ thuật, kỳ vọng này gần đây mới bắt đầu trở thành hiện thực, mở ra một lĩnh vực mới với tên gọi là chụp cộng hưởng từ chức năng fMRI (functional MRI). Trong phần này và phần tiếp theo, chúng ta sẽ rảo qua hai kỹ thuật cơ sở của chụp cộng hưởng từ chức năng, đó là kỹ thuật khuếch tán (diffusion) và kỹ thuật tưới máu (perfusion).

Hiện tượng khuếch tán

Chắc hẳn nhiều người trong chúng ta còn nhớ từ những năm học phổ thông rằng khi ở trạng thái lỏng (thể lỏng), các phân tử nước chuyển động không ngừng và hỗn loạn theo mọi hướng mà chúng ta gọi là chuyển động Brown. Theo thời gian, chúng có thể tản mác ra khắp môi trường. Nói một cách “hàn lâm” hơn, chúng ta bảo rằng chúng khuếch tán khắp nơi. Tốc độ khuếch tán phụ thuộc vào nhiều yếu tố của môi trường, đặc biệt là độ nhớt và nhiệt độ môi trường.

Để lượng hóa khái niệm khuếch tán, người ta sử dụng một con số gọi là h số khuếch n (diffusion coefficient) với đơn vị là diện tích/thời gian. Hệ số này cho biết diện tích mà một phân tử chất lỏng (ở đây là nước) có thể dịch chuyển (khuếch tán) trong một đơn vị thời gian. Trong thực tế, hệ số khuếch tán được tính bằng đơn vị cụ thể mm2/giây (mm2/sec). Thí dụ ở nhiệt độ 37oC, nước nguyên chất có hệ số khuếch tán là 0,003 mm2/sec.

Trong cơ thể, nước cũng khuếch tán khắp nơi, nghĩa là các phân tử nước cũng luôn di chuyển không ngừng và hỗn loạn theo mọi hướng bằng chuyển động Brown. Tuy nhiên chuyển động Brown của nước trong cơ thể bị hạn chế bởi các cấu trúc giải phẫu vi thể và các phân tử lớn có mặt trong mỗi mô. Khi này, thay vì dùng hệ số khuếch tán, người ta đưa ra khái niệm hệ số khuếch tán biểu kiến ADC (apparent diffusion coefficient). Hệ số ADC thay đổi tùy theo cấu trúc và tình trạng bệnh lý của mỗi mô. Mô có hệ số ADC càng lớn, khả năng khuếch tán của nước trong mô càng mạnh.

Tính dị hướng

Không giống như hiện tượng khuếch tán trong môi trường tự do, hiện tượng khuếch tán của nước ở các mô cơ thể không có tính đẳng hướng (isotropy) mà có tính dị hướng (anisotropy), nghĩa là chúng không khuếch tán giống nhau theo mọi hướng. Ở mô sợi hoặc các mô có mức độ tổ chức cao như gân, cơ, chất trắng, các phân tử lớn thường được sắp xếp theo một hướng nhất định, hạn chế khả năng khuếch tán của nước theo một hướng nào đó và làm cho nước “có khuynh hướng” khuếch tán theo một hướng khác nhiều hơn. Hệ số ADC do vậy vừa biểu thị tốc độ khuếch tán (độ lớn của hệ số) vừa biểu thị hướng khuếch tán theo ba chiều không gian x, y, z. Thông tin độ lớn của ADC được sử dụng để tạo ra một hình cộng hưởng từ có tên là bản đồ ADC (ADC map).

Ở não, người ta nhận thấy rằng hiện tượng khuếch tán có khuynh hướng xảy ra dọc theo hướng sợi trục của chất trắng dù rằng nguyên nhân đích xác của nó chưa được giải thích thấu đáo. Hình 13 minh họa khuynh hướng khuếch tán này.


Hình 13:
Các hình chụp ngang não với hệ số nhạy khuếch tán b = 1000 sec/mm2 với thang từ khuếch tán được áp dụng theo một trục. Theo chiều áp dụng của thang từ, bó sợi chất trắng dọc theo trục đó bị giảm tín hiệu (các mũi tên trong mỗi hình). (a) Thang từ được áp dụng theo trục x từ phải sang trái: thể chai có tín hiệu thấp. (b) Thang từ được áp dụng theo trục y từ trước ra sau: chất trắng vùng trán và đính giảm tín hiệu. (c) Thang từ được áp dụng theo trục z (đứng) từ trên xuống dưới: bó vỏ gai (bao trong) giảm tín hiệu.

Đặc tính cộng hưởng từ khuếch tán

Do chuyển động Brown của các phân tử nước, hiện tượng khuếch tán cũng là một nguyên nhân gây ra tình trạng lệch pha của các proton dưới tác dụng của các xung và các thang từ trong quá trình chụp hình. Tình trạng lệch pha này tỷ lệ thuận với cường độ và thời gian áp đặt thang từ. Thế nhưng các xung tái lập và các thùy hồi pha lại không điều chỉnh được nguyên nhân lệch pha do khuếch tán vì tình trạng hỗn loạn vốn có của chuyển động Brown.

Như vậy, ngoài nguyên nhân hồi giãn ngang trong khoảng thời gian T2 làm mất dần tín hiệu vốn tồn tại ngay cả khi không có các thang từ, nguyên nhân khuếch tán làm mất tín hiệu sẽ xảy ra khi có tác dụng của các thang từ. Nghĩa là lúc này, cường độ tín hiệu cần phải được tính theo hai tham số độc lập nhau: thời gian T2 và hệ số khuếch tán.

May mắn là trong những tình huống bình thường, các thang từ được sử dụng có cường độ nhỏ nên ảnh hưởng của hiện tượng khuếch tán đối với tình trạng mất tín hiệu có thể bỏ qua. Khi sử dụng các thang từ có cường độ mạnh được thiết kế để đánh giá hiện tượng khuếch tán, ảnh hưởng lệch pha do khuếch tán mới bộc lộ. Khi đó chúng ta cần đánh giá cả ảnh hưởng của T2 lẫn của hiện tượng khuếch tán.

Hệ số nhạy cảm khuếch tán

Để đánh giá được tình trạng khuếch tán của nước trong các mô cơ thể, người ta sử dụng các thang từ chuyên biệt gọi là thang từ khuếch tán (diffusion gradient). Mức độ nhạy cảm của các chuỗi xung đối với hiện tượng khuếch tán tùy thuộc vào cường độ và thời gian áp dụng thang từ khuếch tán. Khi đó, để điều chỉnh tác dụng của thang từ khuếch tán, người ta sử dụng hệ số nhạy khuếch tán b (diffusion sensitivity factor) được tính bằng đơn vị là giây/mm2 (sec/mm2). Giá trị b = 0 biểu thị chuỗi xung không nhạy khuếch tán, nghĩa là một chuỗi xung bình thường không nhằm đo đạc mức độ khuếch tán. Giá trị nhạy khuếch tán thường được sử dụng trong lâm sàng thay đổi từ 500 đến 1500 sec/mm2.

Kỹ thuật và các hình khuếch tán

Với những đặc tính đã nêu ở trên, hiện tượng khuếch tán trong cơ thể vừa là hiện tượng vật lý vừa là hiện tượng sinh lý. Quá trình này xảy ra ở mức phân tử với một tốc độ rất nhanh nên để có thể đo được hệ số ADC, người ta hay sử dụng các chuỗi xung điểm vang đồng phẳng EPI vì khả năng chụp nhanh của chúng. Bộ hình kinh điển để đánh giá hiện tượng khuếch tán gồm có ba nhóm: hình trọng T2, hình trọng khuếch tán DW và hình bản đồ ADC.

  1. Các hình trọng T2 (T2W) được chụp bằng chuỗi xung điểm vang đồng phẳng và được dùng làm cơ sở để so sánh và tạo lập hình bản đồ ADC. Trong bộ xung chụp hình khuếch tán, hình trọng T2 là hình được chụp với giá trị b = 0.

  2. Các hình trọng khuếch tán DW (diffusion-weighted) được thực hiện bằng cách trước tiên áp dụng thang từ khuếch tán theo mỗi trục x, y, z để có được ba hình trọng khuếch tán DW theo mỗi trục (Hình 13). Sau đó “nhân” tín hiệu của ba hình khuếch tán theo mỗi trục rồi lấy căn bậc ba của tích này, cho ra giá trị tín hiệu được dùng để tạo ra hình trọng khuếch tán DW (Hình 14). Hình trọng khuếch tán DW này chưa loại bỏ yếu tố làm mất tín hiệu do thời gian hồi giãn ngang T2 nên vẫn còn biểu hiện một phần đặc thù trọng T2. Chẳng hạn độ tương phản giữa chất xám chất trắng trên hình trọng khuếch tán DW chính là độ tương phản của chúng trên hình trọng T2.


Hìn
h 14: Hình trọng khuếch tán DW thu được từ ba hình trọng khuếch tán được chụp theo ba trục không gian đã được minh họa trong Hình 13.

  1. Các hình bản đồ ADC (ADC map) biểu thị độ lớn thuần túy của hệ số khuếch tán biểu kiến ADC, không có yếu tố tương phản trọng Chúng có thể được tính ra từ hình trọng khuếch tán DW và hình trọng T2 đã được chụp với giá trị b = 0. Với đặc điểm này, hình bản đồ ADC cho phép loại trừ các đặc thù trọng T2 “ăn theo” vốn có thể biểu hiện trên hình trọng khuếch tán DW.

Cho đến thời điểm hiện nay, các hình khuếch tán mặc dù đã khá thông dụng nhưng các ứng dụng chủ yếu của chúng vẫn là các ứng dụng trong lĩnh vực thần kinh. Trong trường hợp đột quỵ đến sớm (dưới 6 giờ) do nguyên nhân tắc mạch, chúng hầu như là nguồn thông tin duy nhất giúp chúng ta xác định xem vùng mô não bị thiếu máu hiện tại còn sống hay không. Thông tin này cho phép các bác sỹ lâm sàng có đủ cơ sở để đưa ra các quyết định điều trị thích hợp (Hình 15).

Cũng cần nói thêm rằng trong các hình trọng khuếch tán DW, vùng mô có hiện tượng khuếch tán kém sẽ có tín hiệu cao (trắng hơn). Ngược lại trong các hình bản đồ ADC vốn là hình biểu thị độ lớn của hệ số khuếch tán biểu kiến ADC, vùng mô kém khuếch tán (ADC nhỏ) sẽ có tín hiệu thấp (đen hơn).


Hình
15: Nhồi máu cấp đến sớm trước 6 giờ. (a) Hình trọng T2 chỉ thấy tăng nhẹ tín hiệu ở vùng thùy đảo bên trái. (b) Hình trọng khuếch tán DW cho thấy tăng tín hiệu điển hình của vùng cấp máu từ động mạch não giữa trái. (b) Hình bản đồ ADC có giảm tín hiệu rõ ở vùng này.

6. NGUYÊN LÝ CỘNG HƯỞNG TỪ TƯỚI MÁU

Mọi cơ quan trong cơ thể đều cần dưỡng khí và chất dinh dưỡng do máu cung cấp. Hoạt động chức năng càng nhiều, lượng máu đến nuôi càng lớn. Do vậy đánh giá và lượng hóa tình trạng tưới máu (perfusion) của một vùng cơ thể thông qua các chỉ số huyết động giúp chúng ta đánh giá được mức độ hoạt động chức năng đang thực sự xảy ra tại vùng cơ thể đó. Các chỉ số huyết động thường dùng là: thể tích máu trong mô (tissue blood volume), lượng máu chảy qua mô (tissue blood flow) hay thời gian quá cảnh (transit time).

Để thực hiện điều này, người ta cần dùng một chất đánh dấu nào đó có mặt trong máu và có thể nhận ra được bằng các kỹ thuật cộng hưởng từ. Nhìn chung có hai phương pháp: phương pháp dùng chất ngoại sinh và phương pháp dùng chất nội sinh.

Phương pháp ngoại sinh

Trong phương pháp dùng chất ngoại sinh (exogenous material), người ta sử dụng một chất tương phản từ (ngoại sinh) tiêm vào cơ thể theo đường tĩnh mạch. Chúng ta biết rằng thuốc tương phản từ ngoại bào có tác dụng làm giảm cả thời gian T1 lẫn T2. Khi có mặt trong hệ thống mạch máu với một nồng độ cao, tác dụng làm giảm T2 của chúng khá rõ rệt, biểu hiện bằng sự suy giảm tín hiệu ở những vùng có tình trạng tưới máu tốt. Những vùng chậm suy giảm tín hiệu được xem như có tình trạng tưới máu kém hơn (đánh giá định tính).

Cách làm thông dụng là bơm dồn (bolus), nghĩa là bơm một lượng thuốc thật nhiều và thật nhanh vào tĩnh mạch rồi dùng một kỹ thuật chụp nhanh như chuỗi xung đồng phẳng EPI để ghi nhận sự thay đổi tín hiệu vốn xảy ra rất nhanh ở các mô cần đánh giá khi thuốc tương phản lần đầu chảy qua vùng mô đó. Ở não, thời gian chụp toàn bộ não thường chỉ dưới 2 giây.

Từ dữ liệu về sự thay đổi tín hiệu theo thời gian, người ta sẽ biến đổi thành dữ liệu về nồng độ tương đối của thuốc có trong mô theo thời gian. Những dữ liệu này cuối cùng sẽ được tính toán để quy thành các chỉ số huyết động (đánh giá định lượng). Quá trình tính toán này hiện nay đều do máy tính thực hiện nên chúng ta không bàn sâu ở đây. Kết quả có thể được hiển thị dưới dạng các bản đồ tưới máu và có thể được mã hóa bằng các màu sắc khác nhau, biểu thị các giá trị huyết động khác nhau cho từng vùng.

Phương pháp nội sinh

Trong phương pháp này, người ta sử dụng các kỹ thuật cộng hưởng từ để đánh dấu trực tiếp lên các proton trong máu trước khi chúng chảy vào vùng khảo sát. Cụ thể, người ta có thể dùng một xung bão hòa hoặc xung đảo nghịch 180o để “đánh dấu” các proton. Do đã bị đánh dấu (bão hòa hoặc đảo nghịch), dòng máu có chứa các proton này khi chảy vào vùng khảo sát sẽ làm giảm tín hiệu của vùng đó. Sự khác biệt tín hiệu khi so với hình gốc, nghĩa là hình chụp khi chưa đánh dấu, phản ánh tình trạng tưới máu của vùng đang được khảo sát.

7. NHỮNG ĐIỂM CẦN GHI NHỚ

Những nguyên lý được phân tích trong phần này phần lớn đã được bàn luận khá chi tiết ở những phần trước, ngoại trừ nguyên lý trọng khuếch tán và trọng tưới máu. Do vậy chúng ta chỉ nhắc lại những điểm quan trọng cần nhớ đối với hai nguyên lý này.

  • Hiện tượng khuếch tán xảy ra do chuyển động Brown của các phân tử khí hoặc lỏng, nghĩa là chuyển động tự do và ngẫu nhiên theo mọi hướng. Mức độ khuếch tán của một chất ở một nhiệt độ nhất định được biểu hiện bằng hệ số khuếch tán.
  • Do những đặc điểm về cấu trúc vi thể, các phân tử nước trong cơ thể khuếch tán không đồng đều theo mọi hướng. Chẳng hạn với cấu trúc của hệ thần kinh, hiện tượng khuếch tán xảy ra mạnh hơn dọc theo đường đi của các bó chất trắng. Để có thể biểu thị cả độ lớn lẫn chiều hướng khuếch tán, thay vì sử dụng hệ số khuếch tán thông thường, người ta sử dụng một hệ số đặc biệt hơn gọi là hệ số khuếch tán biểu kiến ADC.
  • Để đánh giá được mức độ khuếch tán, chúng ta phải dùng các thang từ đặc biệt hơn, cho phép bộc lộ tình trạng lệch pha do ảnh hưởng của khuếch tá Các thang từ khuếch tán này được điều chỉnh bằng một tham số gọi là hệ số nhạy cảm khuếch tán b. Giá trị b = 0 cho biết ảnh chụp không nhạy với khuếch tán, nghĩa là ảnh bình thường. Giá trị b nằm trong khoảng 500 đến 1500 thường được sử dụng để đánh giá khả năng khuếch tán trong lâm sàng.
  • Bộ hình khuếch tán điển hình gồm có một hình trọng T2, một hình trọng khuếch tán DW và một hình bản đồ Bản đồ ADC là hình được vẽ lại từ các giá trị ADC của các mô, do vậy vùng kém khuếch tán sẽ có màu đen hơn vùng khuếch tán tốt. Ngược lại, hình trọng khuếch tán DW ghi nhận tín hiệu của các proton trong quá trình khuếch tán của chúng tuy vẫn bị chứa một phần đặc thù trọng T2. Do vậy vùng có tín hiệu cao trên hình trọng khuếch tán DW là vùng giảm mức độ khuếch tán, ngược lại với hình bản đồ ADC.
  • Tình trạng tưới máu tại các mô biểu thị cho hoạt động chức năng của mô: lượng máu đến mô càng nhiều, hoạt động chức năng càng mạnh. Lượng máu đến mô có thể đánh giá được bằng cách dùng một chất đánh dấu nào đó mà chúng ta có thể “đo được” bằng các kỹ thuật cộng hưởng từ.
  • Chất đánh dấu “ngoại sinh” thường dùng là một loại thuốc tương phản từ. Chúng được bơm thật nhiều và nhanh vào tĩnh mạch, nhanh chóng làm thay đổi tình trạng từ hóa tại các mô. Khi dùng các kỹ thuật chụp thật nhanh, chúng ta có thể “đo được” sự thay đổi này.
  • Chất đánh dấu “nội sinh” chính là các proton đang có mặt trong dòng máu chả Chúng được đánh dấu từ tính trước khi chảy vào vùng mô cần khảo sát bằng một phương pháp nào đó, chẳng hạn như bão hòa hoặc đảo nghịch nó. Nhờ đó khi chảy vào vùng mô đang được khảo sát, chúng có thể được nhận ra bằng các kỹ thuật chụp cộng hưởng từ.

Nguồn: Trần Đức Quang (2008), Nguyên lý và kỹ thuật chụp cộng hưởng từ, Chương 9, NXB ĐHQG TPHCM, Trang 137-156.

 

 

PHẦN 8: KỸ THUẬT CHỤP CỘNG HƯỞNG TỪ TIM MẠCH

Nói chung, các phương pháp chụp hình chẩn đoán như X quang quy ước, CT, siêu âm và cộng hưởng từ đều là các kỹ thuật chụp tĩnh, nghĩa là chụp một vật tại một thời điểm (khoảnh khắc) nhất định. Do vậy chúng đều gặp phải những vấn đề giống nhau khi chụp những vùng cơ thể có các cơ quan chuyển động như ngực và bụng.

Vấn đề còn phức tạp hơn khi chụp hình hệ thống tim mạch. Hoạt động co bóp của tim và dòng chảy của máu biểu hiện cho chức năng của chúng. Vì thế chúng ta không những chẳng có cách gì để làm cho chúng “đứng yên hoặc chảy chậm lại một chút” mà còn phải tìm cách ghi nhận đúng thực trạng hoạt động của chúng. Trong phần này chúng ta bàn luận chủ yếu về các kỹ thuật mạch đồ cộng hưởng từ MRA (MR Angiography), dành một phần của phần cho kỹ thuật tâm đồ cộng hưởng từ (cardiac MR). Ngoài ra, các kỹ thuật dựng hình, mặc dù không phải là kỹ thuật chụp mạch máu nhưng vì rất thường được sử dụng trong lĩnh vực này nên cũng được phân tích ở đây. Nội dung cụ thể bao gồm:

  • Hiệu ứng dòng chảy
  • Mạch đồ cộng hưởng từ có thuốc tương phản
  • Kỹ thuật mạch đồ máu đen
  • Kỹ thuật mạch đồ máu sáng
  • Tâm đồ cộng hưởng từ
  • Kỹ thuật dựng hình

1. HIỆU ỨNG DÒNG CHẢY

Dòng máu chảy trong lòng mạch cũng giống như các chất lỏng chảy trong lòng ống, nghĩa là chúng cũng tuân theo các định luật thủy động học trong y học được đề cập đến trong lĩnh vực huyết động học (hemodynamics). Ngoài ra dưới tác dụng của các xung và thang từ, dòng máu đang chảy có những biểu hiện về mặt cộng hưởng từ (tín hiệu) khác hẳn với các mô tĩnh xung quanh, sinh ra các hiệu ứng dòng chảy (flow effect).

Dòng máu trong lòng mạch

Dòng máu chảy vốn rất phức tạp, tùy thuộc vào hoạt động của tim (thì tâm thu, thì tâm trương), kích thước của mạch máu (động mạch chủ và các nhánh), loại mạch máu (động mạch, tĩnh mạch, mao mạch, xoang tĩnh mạch), hướng máu chảy (điểm phân chia mạch máu, chỗ rẽ ngoặt), tình trạng bệnh lý của mạch máu (chỗ phình, mảng xơ vữa) và rất nhiều các yếu tố khác. Tuy nhiên để cho đơn giản và phù hợp với bối cảnh thảo luận về cộng hưởng từ, chúng ta tạm phân chia tình trạng dòng chảy trong lòng mạch thành ba loại: dòng chảy đều (laminar flow), dòng chảy dồn (plug flow) và dòng cuộn xoáy (turbulent flow).

Với dòng chảy đều, vận tốc của các proton đều như nhau, bất kể vị trí của chúng trong lòng mạch (Hình 1a). Ngược lại ở dòng chảy dồn, tốc độ của các proton ở gần thành mạch chậm hơn so với các proton ở chính giữa lòng mạch (Hình 1b). Trong khi đó, tình trạng xoáy dòng chỉ xảy ra ở những chỗ kích thước lòng mạch hoặc hướng chảy thay đổi đột ngột, sinh ra các dòng chảy phụ xoáy cuộn, thường gặp ở chỗ phình mạch, sau đoạn hẹp, chỗ tách các nhánh từ các động mạch lớn (Hình 1c).


Hình 1:
(a) Dòng chảy đều. (b) Dòng chảy dồn. (c) Dòng cuộn xoáy.

Tính chất cộng hưởng từ của dòng máu

Vì nước chiếm một lượng lớn trong máu và hầu như ở dạng tự do, thời gian T1 và T2 của máu đều khá dài, chỉ ngắn hơn chút ít so với T1 và T2 của dịch não tủy. Do vậy nếu không chuyển động, máu sẽ có tín hiệu thấp trên hình trọng T1 và tín hiệu cao trên hình trọng T2, gần giống với tín hiệu của dịch não tủy. Tuy nhiên do chuyển động liên tục, tín hiệu của dòng máu bị thay đổi. Sự thay đổi này do những nguyên nhân được lý giải sau đây:

  1. Trong quá trình chụp hình cộng hưởng từ, các xung và thang từ được thiết kế để chúng tác dụng lên các mô đứng yên. Cụ thể, trong các chuỗi xung điểm vang spin SE, xung tái lập 180o sẽ tác dụng lên đúng các mô đã được kích hoạt bởi một xung kích thích trước đó tại đúng vị trí đã định sẵn. Tuy nhiên do máu chuyển động liên tục, khối máu được kích hoạt bằng xung kích thích đã trôi qua khỏi vị trí ban đầu vào lúc phát xung tái lập khiến pha của các proton trong khối máu này không được tái lập. Chúng ngày càng lệch pha nhau nhiều hơn nên không tạo ra được tín hiệu nào.

  2. Tình trạng cũng gần như thế dưới tác động của các thang từ. Chúng ta đã biết rằng các thang từ chọn lớp và thang mã tần số đều có một thùy khử pha, sau đó là một thùy hồi pha để điều chỉnh lại pha của các proton do tác dụng của thùy khử Thế nhưng do dòng máu chuyển động nên vào thời điểm hồi pha, vị trí của khối máu không còn ở đúng vị trí ban đầu nên tác dụng của thùy hồi pha không còn thích hợp như trước nữa. Kết quả là thùy hồi pha không điều chỉnh được pha của các proton, dẫn đến chúng ngày càng lệch pha nhau nhiều hơn.

  3. Khi thực hiện một chuỗi xung, người ta thường phải lập lại các xung nhiều lần sau mỗi khoảng thời kích TR. Lúc này nếu so với các mô đứng yên trong lớp cắt, khối máu đang chảy vào lớp cắt đó nhận được ít các xung hơn. Điều này đồng nghĩa với việc độ từ hóa dọc của nó còn nguyên vẹn và lớn hơn so với các mô đứng yên xung quanh. Nói cách khác, các mô đứng yên đã bị bão hòa nhiều còn khối máu đang di chuyển vào lớp cắt hầu như không bị bão hòa Nếu lúc này nó bị kích thích, tín hiệu của nó sẽ cao hơn.

Hiệu ứng dòng chảy

Các đặc điểm cộng hưởng từ vừa nêu cùng với các đặc điểm huyết động ở trên cùng nhau tạo ra ba hiệu ứng dòng chảy (flow effect) sau đây:

  1. Hiệu ứng trống dòng. Hiệu ứng trống dòng (flow void) là tình trạng mạch máu “trống trơn” không có tín hiệu và gặp ở các hình chụp bằng các chuỗi xung điểm vang spin, nhất là khi thời vang TE khá dài (hình trọng T2). Trong các chuỗi xung này, khối máu đang chuyển động chỉ nhận được một xung kích thích mà không nhận được xung tái lập, khiến cho tình trạng lệch pha của các proton trong khối máu do tác dụng của các thang từ và của môi trường xung quanh không được điều chỉnh. Kết quả là trong lòng mạch không có tín hiệu và cho ra màu đen (Hình 2).


Hìn
h 2: Hiệu ứng trống dòng trên hình trọng T2 được chụp bằng chuỗi xung điểm vang spin. Hai mũi tên phía trên chỉ vào hai động mạch não giữa (MCA) phải và trái. Mũi tên phía dưới chỉ vào xoang tĩnh mạch dọc trên.

  1. Hiệu ứng nội dòng. Như đã nói ở trên, khối máu đang di chuyển vào một lớp cắt bị bão hòa ít hơn so với các mô đứng yên trong lớp cắt và do vậy nó có tín hiệu cao hơn so với các mô này. Khi đi càng sâu vào các lớp cắt kế tiếp, khối máu càng nhận được nhiều xung và ngày càng bị bão hòa nhiều hơn. Tuy nhiên do phần máu nằm ngay trung tâm lòng mạch chảy nhanh hơn so với phần máu nằm sát thành mạch (dòng chảy dồn), phần máu trung tâm thoát được nhiều xung và bị bão hòa ít hơn, cho ra tín hiệu cao hơn phần máu cận thành (Hình 3). Kết quả này được gọi là hiệu ứng nội dòng (inflow effect).

  2. Hiu ng cận thành. Bên trong dòng chảy dồn, phần máu trung tâm chảy nhanh và có tốc độ đều hơn so với phần máu ở vùng sát thành mạch (Hình 4). Ở mức độ các voxel, điều này có nghĩa là các proton trong các voxel sát thành mạch có các tốc độ khác nhau nhiều, làm cho các proton lệch pha nhau nhiều hơn. Khi đó, tín hiệu chung của toàn voxel bị mất, gây ra tình trạng mất tín hiệu ở vùng cận mạch.


Hìn
h 3: Hiệu ứng nội dòng: lúc đầu khối máu chảy vào vùng đang chụp không bị bão hòa nên cho tín hiệu mạnh hơn so với các mô đứng yên. Càng vào trong sâu, khối máu càng bị bão hòa nhiều hơn nhưng phần trung tâm vẫn có tín hiệu mạnh hơn phần cận thành.


Hình 4:
Hiệu ứng cận thành: các voxel sát thành mạch chảy chậm và không đều bằng các voxel trung tâm, dẫn đến tín hiệu của dòng máu sát thành mạch bị mất.

Mạch đồ cộng hưởng từ MRA

Khả năng ghi nhận được sự chuyển động của máu trong lòng mạch so với các mô đứng yên xung quanh đã cho phép sử dụng các kỹ thuật cộng hưởng từ để đánh giá tình trạng bệnh lý của mạch máu. Hình ảnh mạch máu thu nhận được dù vẫn có những khác biệt so với hình mạch máu đồ chụp bằng X quang thường quy nhưng nhìn chung cả hai phương pháp đều có mục đích giống nhau và cho ra kết quả hình ảnh với rất nhiều đặc điểm tương tự. Vì lẽ đó, các phương pháp cộng hưởng từ dùng để chụp hình mạch máu cũng được gọi bằng một tên tương tự là mạch máu đồ cộng hưởng từ hay viết gọn hơn là mạch đồ cộng hưởng MRA (MR Angiography).

Mới nghe qua, chúng ta cứ ngỡ rằng chụp mạch máu cộng hưởng từ phải dùng đến thuốc tương phản, tương tự như chụp mạch máu bằng X quang hoặc CT phải dùng đến thuốc cản quang. Điều này chỉ đúng một phần. Các kỹ thuật mạch đồ cộng hưởng từ MRA có thể sử dụng thuốc tương phản hoặc có thể không. Khả năng không cần sử dụng thuốc tương phản là một ưu điểm hết sức tuyệt vời của cộng hưởng từ so với các kỹ thuật khác.

Các kỹ thuật mạch đồ cộng hưởng không dùng thuốc tương phản được chia thành hai nhóm: kỹ thuật máu tối (dark blood) hay máu đen (black blood) và kỹ thuật máu sáng (bright blood) hay máu trắng (white blood). Trong các kỹ thuật máu tối, người ta sử dụng hiệu ứng trống dòng hoặc một phương pháp khác để làm mất tín hiệu của dòng chảy, cho phép khảo sát và đánh giá chính xác hơn tình trạng của thành mạch. Ngược lại, các kỹ thuật máu sáng sử dụng hiệu ứng nội dòng (kỹ thuật TOF) hoặc sự khác biệt pha giữa hai lần chụp dòng mạch (kỹ thuật tương phản pha) để ghi nhận và biểu hiện dòng máu chảy sáng hơn mô xung quanh. Kỹ thuật TOF và kỹ thuật tương phản pha sẽ được bàn luận trong Phần 4.

Mặc dù các mạch đồ cộng hưởng đều có thể dùng phương pháp chụp hai chiều (2D) hoặc chụp ba chiều (3D) nhưng phương pháp ba chiều vẫn được ưa chuộng hơn. Sau khi thu dữ liệu vào trong k-không gian và dùng thuật toán biến đổi Fourier ba chiều (3DFT) để có được một tập dữ liệu số ba chiều, người ta có thể dùng một phương pháp dựng ảnh ba chiều để tái tạo lại hình ảnh mạch máu. Kỹ thuật tái tạo mạch máu ba chiều hay được sử dụng là MIP (maximum intensity projection).

2. MẠCH ĐỒ CỘNG HƯỞNG TỪ CÓ THUỐC TƯƠNG PHẢN

Như chúng ta đã biết tác dụng của các loại thuốc tương phản từ là làm cho thời gian T1 và T2 của các mô ngắn đi. Trong kỹ thuật chụp hình mạch máu, thuốc tương phản từ chủ yếu là nhóm gado chelate được bơm vào máu qua đường tĩnh mạch với một nồng độ thích hợp để làm cho T1 của máu ngắn hơn hẳn so với các mô đứng yên xung quanh, nhờ đó tín hiệu của máu trong lòng mạch đủ cao để có thể phân định rõ các mạch máu.

Chuỗi xung và các tham số

Trong chụp hình mạch máu có thuốc tương phản, người ta thường dùng phương pháp chụp ba chiều với chuỗi xung điểm vang thang từ có phá nhiễu (spoiled GRE). Thời vang TE cần phải thật ngắn để làm giảm tối đa tình trạng lệch pha của các proton trong máu. Thời kích TR cũng cần phải thật ngắn. Thứ nhất nó bảo đảm cho các mô đứng yên gần như bị bão hòa nên chúng không che khuất các mạch máu. Thứ hai nó bảo đảm cho chúng ta có thời gian ghi nhận đủ tín hiệu ngay trong lúc nồng độ thuốc tương phản còn khá cao trong động mạch. Góc lật cũng thường khá nhỏ, thay đổi trong khoảng 20o-45o, tương ứng với thời gian TR dưới 10 ms.

Để giảm bớt thời gian chụp, người ta còn điều chỉnh mặt phẳng chụp theo vị trí giải phẫu của mạch máu, chẳng hạn chụp theo mặt phẳng dọc nghiêng (sagittal oblique) đối với động mạch chủ (Hình 5). Ngoài ra vì mô mỡ có T1 khá ngắn nên để làm rõ hơn hình ảnh mạch máu, người ta có thể dùng thuốc với liều cao và bơm với tốc độ nhanh (kỹ thuật bơm dồn hay bơm bolus) hoặc phải dùng đến kỹ thuật xóa mỡ dù có tốn thêm thời gian thu nhận tín hiệu.


Hìn
h 5: Phình động mạch chủ đoạn lên ở một bệnh nhân nam 34 tuổi. (a) Hình dọc nghiêng có thuốc tương phản cho thấy giãn rộng gốc động mạch chủ (mũi tên) và một phần cung động mạch chủ đoạn lên. (b) Hình ngang theo hướng dòng máu phụt ra từ tâm thất trái cho thấy giãn rõ gốc động mạch chủ (mũi tên lớn) cùng với dòng máu phụt ngược (mũi tên nhỏ).

Định thời gian bơm thuốc

Do cần phải bảo đảm một nồng độ thuốc tương đối cao trong động mạch khi thực hiện chụp nên chúng ta cần phối hợp nhịp nhàng giữa thời điểm bơm thuốc và thời điểm phát xung chụp. Liều lượng thuốc thông thường là 40-50 mL được bơm với tốc độ 2-2,5 mL/giây, sau đó là 20 mL dung dịch nước muối sinh lý để rửa sạch thuốc trong lòng tĩnh mạch. Thời điểm phát xung có thể khoảng 25 giây sau đó đối với động mạch chủ ngực và 30 giây đối với động mạch chủ bụng.

Nín thở

Nín thở cũng là một động tác quan trọng để bảo đảm hình thu được không bị nhòe, đặc biệt khi cần chụp các mạch máu vùng ngực và bụng. Cho bệnh nhân thở thêm oxy và tăng thông khí có thể giúp bệnh nhân nín thở được lâu hơn, đa số có thể nín thêm được khoảng 25 giây. Dù vậy đối với bệnh nhân già hoặc thể trạng quá kém, nín thở lâu thường không thực hiện được.

3. KỸ THUẬT MẠCH ĐỒ MÁU ĐEN

Dựa trên hiệu ứng trống dòng (flow void) kèm với một phương pháp thích hợp nào đó, người ta có thể làm mất tín hiệu dòng máu đang chảy trong lòng mạch và nhờ đó cho thấy rõ hơn tình trạng của thành mạch (Hình 6). Những kỹ thuật chụp mạch máu loại này được gọi chung là kỹ thuật mạch đồ máu đen (black blood MRA).


Hình 6:
Chụp hình các mạch máu lớn ở tim bằng kỹ thuật máu đen. Trên hình này, dòng máu đang chảy không có tín hiệu (màu đen), làm nổi bật thành mạch của đoạn lên (đầu mũi tên đen), đoạn xuống (đầu mũi tên trắng) của quai động mạch chủ. RPA là động mạch phổi phải.

Để có hiệu ứng trống dòng, người ta sử dụng chuỗi xung điểm vang spin, thường gặp hơn là chuỗi xung nhanh FSE (fast spin echo) với một xâu điểm vang khá dài, càng làm cho lòng mạch đen thêm. Bổ sung thêm cho hiệu ứng trống dòng vốn gây ra bởi tình trạng lệch pha của các proton trong lòng mạch, người ta còn sử dụng nhiều phương pháp khác để làm cho chúng lệch pha nhau nhiều hơn nữa. Chẳng hạn dùng một xung bão hòa tác dụng trên khối máu trước khi nó đi vào lớp cắt định chụp, nhờ đó khi khối máu này đi vào lớp cắt, nó không bị tác dụng của xung kích thích và vì thế không cho tín hiệu. Rõ ràng phương pháp này chỉ có tác dụng tốt khi chúng ta biết rõ hướng của dòng chảy.

Một phương pháp khác hiệu quả hơn, đặc biệt ở những nơi có nhiều mạch máu lớn chảy theo nhiều hướng khác nhau như vùng tim và cung động mạch chủ. Phương pháp này, được gọi là kỹ thuật khử dòng đảo kép (double inversion nulling) sử dụng hai xung đảo 180o.

Trước tiên áp dụng một xung đảo không kèm thang từ để lật độ từ hóa dọc 180o. Loại xung này được gọi là xung đảo không chọn lọc vì nó tác dụng lên toàn bộ khối cơ thể đang cần chụp. Sau đó xung đảo thứ hai được áp dụng kèm với thang từ chọn lớp Gs. Khi này chỉ có các proton trong lớp cắt mới bị tác dụng và đảo ngược tiếp 180o trở lại vị trí ban đầu. Các proton bên ngoài lớp cắt vẫn bị đảo 180o. Khi đó nếu chọn một thời đảo TI thích hợp để độ từ hóa của máu khôi phục về zero, xung kích thích được phát ra lúc này không tác dụng lên dòng máu đang chảy, cho ra tín hiệu trống trong lòng mạch.

Kỹ thuật mạch đồ máu đen hay được sử dụng để chẩn đoán các bệnh lý của thành mạch, nhất là động mạch chủ. Các bệnh lý loại này hay gặp là: phình bóc tách động mạch chủ và tụ máu nội thành (Hình 7).


Hìn
h 7: Tụ máu nội thành ở một bệnh nhân nam 87 tuổi với triệu chứng đau ngực. Hình cắt ngang trọng T1 cho thấy thành mạch ở đoạn xuống của quai động chủ dày lên với tín hiệu tăng lên rõ rệt (mũi tên), phù hợp với tình trạng tụ máu nội thành.

4. KỸ THUẬT MẠCH ĐỒ MÁU SÁNG

Các kỹ thuật mạch đồ máu sáng ghi nhận dòng máu đang chảy trong lòng mạch nhờ vào tín hiệu của nó cao hơn các mô xung quanh. Về cơ bản có hai kỹ thuật mạch đồ máu sáng. Một được gọi là kỹ thuật TOF (time of flight) với nguyên lý dựa trên hiệu ứng nội dòng đã thảo luận ở Phần 1. Loại thứ hai là kỹ thuật tương phản pha (phase contrast) dựa trên sự khác biệt về pha của dòng máu khi nó chảy theo một chiều nào đó.

Kỹ thuật TOF

Kỹ thuật mạch đồ TOF dựa trên hiệu ứng nội dòng, nghĩa là hiện tượng tăng tín hiệu của dòng chảy so với các mô đứng yên khi một khối máu trôi vào một lớp cắt bởi vì nó không bị hoặc ít bị bão hòa hơn so với những mô đó (xem lại Hình 3). Cả hai phương pháp chụp hai chiều và ba chiều với chuỗi xung điểm vang thang từ GRE đều được sử dụng với những ưu khuyết điểm vốn có của chúng.

  1. Trong kỹ thuật TOF hai chiều (2D-TOF), khối máu “mới” chưa bị bão hòa phải “trôi” vào lớp cắt đang được khảo sát không cần quá lớn. Vì vậy kỹ thuật 2D-TOF rất có giá trị khi đánh giá các dòng chảy chậm, nhất là khi cần phân biệt giữa tình trạng chảy chậm với tắc nghẽn (Hình 8). Thời gian TR thường dùng từ 20 đến 50 ms, đủ ngắn để bảo đảm cho các mô đứng yên bị bão hòa và đủ dài để cho khối máu trôi vào lớp cắt chưa bị bão hòa. Góc lật cũng cần điều chỉnh tương tự. Góc lật lớn làm giảm tín hiệu của mô đứng yên (do có độ bão hòa cao) và làm tăng tín hiệu của khối máu đang chảy vào (do có độ bão hòa thấp) nên làm tăng độ tương phản giữa dòng máu chảy với mô đứng yên. Tuy nhiên sau đó khối máu bắt đầu bị bão hòa và giảm tín hiệu nên nếu dòng máu chảy chậm hoặc hầu như không chảy, đặc biệt là trong thì tâm trương, góc lật lớn sẽ làm giảm tín hiệu của dòng máu. Trong thực tế, một góc lật nằm trong khoảng từ 30o đến 60o thường đủ đến bảo đảm “chất lượng tương phản” của hình. Độ dày của lớp cắt cũng cần chọn khá mỏng để bảo đảm luôn có đủ lượng máu mới thay thế, nhất là khi có nghi ngờ tắc nghẽn. Khi đó, độ dày lớp cắt có khi chỉ cỡ 2 mm hoặc mỏng hơn. Ngoài các yêu cầu kỹ thuật vừa nêu, người ta còn sử dụng thêm hai kỹ thuật nữa để làm tăng chất lượng của ảnh. Thứ nhất là dùng các xung bão hòa để làm mất tín hiệu của những dòng chảy ngược như đã mô tả trong Phần 5.5. Thứ hai là dùng một kỹ thuật khử moment thang từ, thường được gọi là kỹ thuật bù dòng, để làm giảm tình trạng lệch pha của các proton trong dòng máu chảy.

  1. Với kỹ thuật TOF ba chiều (3D-TOF), độ phân giải và tỷ lệ tín hiệu/ nhiễu SNR lớn hơn so với kỹ thuật TOF hai chiều. Vì vậy nó đánh giá tốt hơn các vùng máu chảy tốc độ cao, chẳng hạn vùng động mạch cảnh và vùng đa giác Willis (Hình 9). Tuy nhiên đối với các mạch máu có dòng chảy chậm, kỹ thuật khảo sát này không tốt bằng kỹ thuật 2D-TOF.     


Hình 8:
Bệnh lý mạch máu ngoại biên ở một bệnh nhân nam 65 tuổi có triệu chứng thiếu máu ở chân trái. Hình (a) chụp cẳng chân có thuốc tương phản cho thấy có tắc nghẽn ở động mạch kheo (mũi tên lớn) kèm với tình trạng tái cấu trúc ở động mạch chày sau (các mũi tên nhỏ). Động mạch chày trước và động mạch mác có biểu hiện tổn thương nhưng không thấy rõ. Hình (b) chụp bằng kỹ thuật 2D-TOF ở vùng thấp hơn một chút và sử dụng kỹ thuật dựng hình MIP cho thấy động mạch chày sau khá lớn và rõ ràng (các mũi tên lớn); động mạch chày trước chỉ còn rất nhỏ (các mũi tên nhỏ).

So với kỹ thuật chụp có thuốc tương phản, kỹ thuật mạch đồ TOF thuộc loại kỹ thuật không xâm phạm (noninvasive) nên an toàn và tiện lợi hơn. Dẫu vậy trong nhiều trường hợp, sử dụng thuốc tương phản vẫn giúp đánh giá thêm mức độ và phạm vi tổn thương (Hình 8 và 9). Đặc biệt, thời gian chụp khi có dùng thuốc tương phản thường ngắn hơn nhiều.

Kỹ thuật tương phản pha

Đúng như tên gọi của nó, kỹ thuật tương phản pha PC (phase contrast) sử dụng sự chênh lệch pha của dòng máu đang chảy giữa hai lần “chụp” để tính ra tốc độ của dòng chảy. Để làm được điều này, người ta phải có ít nhất hai bộ dữ liệu được ghi nhận cùng lúc hoặc xen kẽ nhau. Hai bộ dữ liệu này hoàn toàn giống nhau đối với các mô đứng yên; với dòng máu đang chảy, khác biệt về pha theo một trục nào đó cho phép tính ra tốc độ chảy của dòng máu (Hình 10).


Hìn
h 9: Hình có thuốc tương phản (a) cho thấy hẹp nặng một đoạn động mạch cảnh trong bên trái còn bên phải bị tắc ở thấp hơn một ít. Tuy nhiên trên hình chụp 3D-TOF ở vùng đa giác Willis (b), tình trạng thông nối vẫn rất tốt vì còn thấy rõ các đoạn A1, động mạch thông trước và thông sau.


Hìn
h 10: Hai hình thu được khi chụp tương phản pha động mạch chủ. Hình (a) được tạo từ tín hiệu với độ lớn thực sự của chúng. Đoạn lên của quai động mạch chủ (đầu mũi tên trắng), đoạn xuống (đầu mũi tên đen) và động mạch phổi gốc (MPA) đều có tín hiệu mạnh. Hình (b) là hình tương phản pha với đoạn xuống quai động mạch chủ sáng (mũi tên đen) vì dòng chảy thuận chiều còn đoạn lên (mũi tên trắng) và MPA đen vì dòng chảy ngược chiều.

Muốn tạo được sự khác biệt pha tùy theo vận tốc, người ta áp dụng một thang từ mã hóa hai thùy theo một trục cho một lần ghi nhận dữ liệu và áp dụng thang từ theo chiều ngược lại cho lần ghi nhận kia. Sự khác biệt về pha hay độ xê dịch pha khi đó tỷ lệ với vận tốc. Độ xê dịch này được điều chỉnh bằng cường độ thang từ và thời điểm áp dụng sao cho chúng nằm trong khoảng từ -180o đến +180o thông qua một tham số của chuỗi xung có tên là tham số mã hóa vận tốc VENC (velocity encoding) được tính theo đơn vị cm/s. Trong thực tế, để đánh giá các dòng chảy chậm như dịch não tủy, giá trị tham số VENC từ 5-10 cm/s; để đánh giá các dòng chảy nhanh trong các động mạch lớn, giá trị tham số VENC từ 80-400 cm/s.

Kỹ thuật tương phản pha tránh được tình trạng bão hòa hay xảy ra trong kỹ thuật TOF. Nó cũng có khả năng loại bỏ tín hiệu cao của các mô đứng yên như mỡ và các sản phẩm của máu. Những mô này vốn có T1 ngắn nên có thể cũng cho ra tín hiệu cao giống như tín hiệu dòng chảy trong kỹ thuật TOF. Dĩ nhiên khuyết điểm chính của kỹ thuật tương phản pha là tốn thời gian chụp.

Tương tự như kỹ thuật TOF, kỹ thuật tương phản pha cũng có thể dùng phương pháp chụp hai chiều (2D-PC) hoặc ba chiều (3D-PC). Để chụp các hình 2D-PC, chúng ta có thể cho bệnh nhân nín thở hoặc chụp qua nhiều giai đoạn của chu kỳ tim. Khi đó các mô đứng yên sẽ được biểu diễn bằng màu xám; dòng chảy theo một hướng có màu sáng và dòng chảy theo hướng ngược lại sẽ có màu đen (xem lại Hình 10). Mức độ xám phụ thuộc vào vận tốc dòng chảy; chảy nhanh sẽ được biểu hiện thật trắng hoặc thật đen. Theo cách này, các hình 2D-PC có thể mã hóa vận tốc bằng các màu khác nhau thay vì mức độ trắng đen, tương tự như kỹ thuật Doppler màu.

Kỹ thuật 3D-PC, so với kỹ thuật 2D-PC, luôn có những ưu điểm tốt hơn về độ phân giải và tỷ lệ tín hiệu/nhiễu SNR. Khuyết điểm chính của nó là tốn thời gian hơn. Một đặc điểm đáng chú ý nữa là trong kỹ thuật 3D-PC, dòng máu cuộn xoáy có thể làm giảm tín hiệu dòng chảy, gây ra tình trạng dương tính giả. Tuy nhiên trong trường hợp có hẹp, dấu hiệu mất dòng chảy ở xa chỗ hẹp là một gợi ý đã có sự thay đổi lớn về mặt huyết động.

5. TÂM ĐỒ CỘNG HƯỞNG TỪ

Sự chuyển động hầu như liên tục của tim là một trở ngại rất lớn đối với các kỹ thuật chụp hình tim và các mạch máu lớn bằng cộng hưởng từ. Tuy nhiên trong những năm gần đây, nhờ những tiến bộ vượt bậc về công nghệ phần cứng và kỹ thuật chụp, người ta đã dần dần khắc phục được trở ngại này. Vì vậy cộng hưởng từ ngày nay đã trở thành một phương tiện chẩn đoán rất có giá trị đối với các bệnh lý tim bẩm sinh và mắc phải, kể cả các mạch máu lớn có liên quan như quai động mạch chủ.

Gác tim

Hoạt động co bóp của tim qua các thì tâm thu và tâm trương tuy là một hoạt động chức năng nhưng lại làm thay đổi cả về vị trí giải phẫu lẫn hình thái của tim và các mạch máu lớn. Trong một chu kỳ co bóp của tim, những thay đổi về mặt giải phẫu này hầu như xảy ra liên tục. Như vậy một hình chụp qua một mặt cắt nếu có thời gian ghi nhận dữ liệu kéo dài, nghĩa là thời gian chụp khá lâu, sẽ chỉ là một hình ảnh chồng chéo của nhiều cấu trúc giải phẫu đã chạy ngang qua mặt cắt đó trong thời gian ghi nhận dữ liệu.

Muốn chụp được một “khoảnh khắc” của tim, chúng ta không thể ghi đủ dữ liệu của khoảnh khắc đó trong một lần ghi, dù rằng hiện tại có những kỹ thuật ghi rất nhanh. Bù lại, do hoạt động co bóp của tim xảy ra có quy luật, mỗi chu kỳ tim đều có một khoảnh khắc “tương tự”. Thay vì ghi một lần tất cả dữ liệu cần thiết để chụp một khoảnh khắc, chúng ta sẽ ghi nhận dữ liệu từ nhiều khoảnh khắc tương tự trong các chu kỳ tim khác nhau. Khi này, tập hợp dữ liệu thu được qua các khoảnh khắc tương tự sẽ cùng nhau tạo ra hình ảnh chung của các khoảnh khắc đó trong mỗi chu kỳ tim.

Với cách làm như vậy, mọi kỹ thuật chụp hình tim cần phải xác định thời điểm chụp và ghi dữ liệu dựa vào các mốc thời gian trong một nhịp đập của tim. Các phương pháp sử dụng chu kỳ tim để xác định thời điểm chụp và ghi dữ liệu được gọi chung là kỹ thuật gác tim (cardiac gating).

Trong kỹ thuật gác tim, người ta có thể dùng điện tâm đồ ECG (electrocar- diography) hoặc mạch đập ngoại biên làm mốc chuẩn cho mỗi nhịp đập. Trong thực tế, phương pháp mạch đập ngoại biên ít được sử dụng vì chúng ta phải mất một thời gian nhất định kể từ lúc tim co bóp đến lúc có được tín hiệu mạch đập.

Theo phương pháp gác tim ECG, sóng R của phức hợp QRS được dùng làm tín hiệu kích hoạt. Khoảng cách R-R là một nhịp đập (một chu kỳ tim). Trong khoảng thời gian R-R, chúng ta có thể dùng một hoặc nhiều xung kích thích, mỗi xung tương ứng với một lần đo tín hiệu (lấy mẫu một điểm vang) và điền một hàng dữ liệu vào k-không gian.

Nếu mỗi nhịp đập chỉ phát một xung kích thích (R-R = TR), thời gian chụp sẽ rất lâu bởi vì chúng ta phải mất nhiều nhịp đập để ghi đủ dữ liệu cho một mặt cắt và cần phải có nhiều mặt cắt để khảo sát toàn bộ tim. Các kỹ thuật hiện nay đều phát nhiều xung kích thích trong một nhịp đập (TR nhỏ hơn nhiều so với R-R) theo một trong hai chế độ:

  1. Với thể thức nhiều-mặt, một-thì (multisection, single-phase mode), sau khi phát xung kích thích (một hoặc nhiều lần) rồi đo tín hiệu cho một mặt cắt, người ta lại tiếp tục kích thích và đo tín hiệu của các mặt cắt khác ngay trong một nhịp đập. Tên gọi nhiều-mặt, một-thì thật ra không chính xác bởi vì thể thức này mặc dù cho phép khảo sát toàn bộ cấu trúc giải phẫu của tim qua nhiều mặt cắt nhưng mỗi mặt cắt đều được khảo sát tại những thời điểm khác nhau (nhiều thì) trong chu kỳ tim chứ không phải một thì.

  1. Với thể thức một-mặt, nhiều-thì (single-section, multiphase mode), một mặt cắt được chụp nhiều lần qua suốt chu kỳ tim, cho thấy nhiều cấu trúc chạy ngang qua mặt cắt trong khoảng thời gian đó. Nếu số lượng hình chụp đủ nhiều và liên tục, loạt hình tại những thời điểm khác nhau của mặt cắt, khi được chiếu khá nhanh, sẽ tạo ra một đoạn phim xi-nê, cho phép khảo sát tình trạng động (chức năng) của tim và các mạch máu lớn. Cách chụp như thế được gọi là chụp cộng hưởng từ ci-nê (cine MRI).

Gác viễn cảnh và gác vọng cảnh

Như đã nói ở trên, sóng R của phức hợp QRS thường được dùng làm tín hiệu kích hoạt quá trình phát xung và lấy mẫu điểm vang. Có hai cách sử dụng sóng R khác nhau, được gọi là phương pháp gác viễn cảnh và gác vọng cảnh.

Trong phương pháp gác viễn cảnh (prospective gating), quá trình phát xung và lấy mẫu tín hiệu chỉ được thực hiện khi nhận được tín hiệu kích hoạt của sóng R và như vậy phụ thuộc hoàn toàn vào tín hiệu kích hoạt. Sau khi chụp xong một chu kỳ tim, quá trình này ngừng lại để chờ tín hiệu kích hoạt của chu kỳ tiếp theo. Nhờ vậy, phương pháp gác viễn cảnh ít bị ảnh hưởng bởi nhịp tim, nhất là trong những trường hợp các nhịp đập không đều.

Ngược lại, phương pháp gác vọng cảnh (retrospective gating) thực hiện đo dữ liệu liên tục qua suốt các chu kỳ tim những vẫn ghi nhận tín hiệu kích hoạt của sóng R như những mốc thời gian. Sau đó trong quá trình dựng ảnh, các mốc này được dùng để ghép dữ liệu từ nhiều chu kỳ tim khác nhau dựa vào khoảng cách giữa chúng đến các mốc. Như vậy trong phương pháp gác vọng cảnh, chúng ta có thể thu được dữ liệu của toàn bộ chu kỳ tim, kể cả khoảng thời gian cuối thì tâm trương.

Hình giải phẫu và hình chức năng

Tựu chung có hai nhóm chuỗi xung được sử dụng trong tâm đồ cộng hưởng từ: một cho thấy rõ cấu trúc giải phẫu và một cho phép đánh giá hoạt động co bóp của tim (chức năng) và các mạch máu lớn.

  1. Nhóm chuỗi xung cho ra hình ảnh giải phẫu cũng được gọi là nhóm chuỗi xung máu tối. Các chuỗi xung trong nhóm này đều thuộc loại chuỗi xung điểm vang spin (SE hoặc FSE) với thời gian chụp dài, cho ra hình ảnh giải phẫu nhờ vào hiệu ứng trống dòng. Nhờ dòng máu chảy đã bị mất tín hiệu, cấu trúc giải phẫu của tim và các mạch máu lớn được hiển thị tốt hơn. Với loại chuỗi xung này, người ta có thể chụp một loạt hình giải phẫu theo nhiều mặt cắt khác nhau qua tim. Loạt hình cắt ngang (Hình 11) hay được dùng trong các bệnh lý tim bẩm sinh.


Hình 11:
Loạt hình cắt ngang qua tim với chuỗi xung điểm vang spin cho thấy cấu trúc giải phẫu tương tự như trên CT. Aa, Ad: ĐMC lên và xuống; MP: ĐM phổi gốc; S, IVC: TMC trên và dưới; RP LP: ĐM phổi phải và trái; RB, LB: Phế quản phải và trái; RV, RA: thất và nhĩ phải; LV, LA: thất và nhĩ trái.

  1. Nhóm chuỗi xung chụp hình ảnh chức năng đa số thuộc loại chuỗi xung điểm vang thang từ GRE với thời gian chụp ngắn, cho ra một loạt hình xi-nê có tín hiệu máu sáng. Trong số này, chuỗi xung SSFP hay true- FISP với các tham số TR = 2,5-10 ms, TE = 1-2 ms, góc lật a = 8-20o rất hay được dùng (Hình 12).


Hình 12:
Hình xi-nê chụp bằng chuỗi xung SSFP theo trục ngắn của tim lần lượt qua các thì: đầu tâm thu, cuối tâm thu, đầu tâm trương, cuối tâm trương.

Các mặt cắt

Ngoài các mặt cắt ngang trục, cắt dọc đứng và cắt dọc trán thông thường, người ta phải thực hiện thêm các mặt cắt quan trọng: mặt cắt theo trục ngắn (short-axis section), mặt cắt theo trục dài (long-axis section) và mặt cắt bốn buồng (four-chamber section). Phương pháp thực hiện được gọi là chụp chếch đôi (double oblique projection). Khởi điểm là một mặt cắt ngang hoặc mặt cắt dọc trán cho thấy rõ hai buồng thất trái và nhĩ trái. Ở đây chúng ta dùng một mặt cắt ngang làm hình dẫn đường khởi điểm.


Hình 13:
Các hình hai buồng dẫn đường. Bên trái là hình cắt ngang khởi điểm, thu được từ loạt hình cắt ngang tương tự như trong Hình 11. Bên phải là hình hai buồng đứng thu được từ hình bên trái và làm hình dẫn đường cho các mặt cắt tiếp theo.

Trong Hình 13 chúng ta có một hình cắt ngang làm hình dẫn đường khởi điểm (hình bên trái). Hình này có thể lấy trong loạt hình cắt ngang tương tự như ở Hình 11. Từ đây chúng ta sẽ thực hiện mặt cắt chếch phải (right oblique projection) để cho ra hình hai buồng đứng ở bên trái của Hình 13. Từ hình hai buồng đứng dẫn đường, chúng ta sẽ có được mặt cắt theo trục ngắn (Hình 14) và mặt cắt theo trục dài (Hình 15).


Hình
14: Hình mặt cắt theo trục ngắn thu được từ hình hai buồng đứng dẫn đường của Hình 13.


Hình
15: Hình mặt cắt theo trục dài thu được từ hình hai buồng đứng dẫn đường của Hình 13.

Để thực hiện mặt cắt bốn buồng, chúng ta dựa vào mặt cắt theo trục ngắn đã thu được từ Hình 14. Bước cắt này được thực hiện theo như mô tả trong Hình 16.


Hình
16: Hình mặt cắt bốn buồng thu được từ mặt cắt theo trục ngắn ở Hình 14.

Một vài ứng dụng lâm sàng

Tâm đồ cộng hưởng từ rất có giá trị trong nhiều bệnh lý tim mạch. Một số ứng dụng lâm sàng thường gặp có thể kể ra là:

  1. Phình bóc tách động mạch chủ (aortic dissection). Cộng hưởng từ là một phương tiện chẩn đoán có giá trị để loại trừ bệnh lý bóc tách động mạch chủ. Nếu được chẩn đoán xác định, các hình ảnh thu được còn có thể cho thấy điểm vào và điểm ra của đoạn bóc tách, kể cả mức độ lan rộng đến các mạch máu lớn của quai động mạch chủ cũng như tình trạng huyết động ở động mạch chủ.

  2. Viêm màng ngoài tim co thắt (constrictive pericarditis). Phương tiện chụp cộng hưởng từ có gác tim bằng ECG cho phép phân biệt bệnh lý cơ tim hạn chế với viêm màng ngoài tim co thắt. Trong trường hợp viêm màng ngoài tim co thắt, màng tim sẽ dày ít nhất 4 mm và do đó làm tăng khoảng cách giữa vách buồng tim với bờ ngoài tim.

  3. Bệnh lý tim bẩm sinh (congenital heart disease). Nhờ khả năng phân định rõ cấu trúc giải phẫu và đánh giá được chức năng cũng như các dòng chảy, kỹ thuật cộng hưởng từ là một phương tiện chẩn đoán thường được sử dụng để đánh giá các bệnh tim bẩm sinh, đặc biệt là các bệnh lý có thông nối giữa các buồng tim.

Ngoài một vài bệnh lý thường gặp được nêu ở trên, các kỹ thuật tâm đồ cộng hưởng từ có thể đánh giá các bệnh lý cơ tim, hoạt động của các van tim, đo kích thước buồng tim, đánh giá dòng chảy. Hiện tại, các kỹ thuật chụp mạch vành bằng cộng hưởng từ cũng đang được nghiên cứu và đánh giá thử nghiệm.

6. KỸ THUẬT DỰNG HÌNH

Dựng hình hay tái định dạng để người xem có thể quan sát được vật ở nhiều góc độ khác nhau trong không gian ba chiều là bước cuối cùng không kém phần quan trọng trong quá trình chụp hình. Do sự phát triển mạnh mẽ của công nghệ máy tính (phần cứng, phần mềm), quá trình dựng hình có thể được thực hiện và cho ra kết quả gần như ngay lập tức. Nhờ vậy trong nhiều tình huống, nó cho phép chúng ta có cơ sở đưa ra những quyết định chụp hình hợp lý và kinh tế hơn.

Tập dữ liệu làm cơ sở để dựng hình là một tập dữ liệu ba chiều. Nếu sử dụng kỹ thuật chụp ba chiều, chúng ta đã có sẵn một tập dữ liệu như thế. Tuy nhiên nếu sử dụng kỹ thuật chụp hai chiều, chúng ta phải “chồng ghép” dữ liệu của các lớp cắt để có được tập dữ liệu ba chiều (Hình 17). Trong trường hợp này, các lớp cắt và khoảng trống giữa chúng cần phải khá mỏng.


Hìn
h 17: Chồng ghép dữ liệu của các lớp cắt ngang để có được tập dữ liệu ba chiều.

Kỹ thuật MPR

Về lý thuyết, cộng hưởng từ cho phép chúng ta chụp trực tiếp mọi mặt cắt theo bất kỳ chiều hướng nào bằng cách điều chỉnh các thang từ chọn lớp sao cho lực tác dụng chung của chúng chỉ làm cho các proton trong lớp cắt định khảo sát có tần số quay phù hợp.

Tuy nhiên thực hiện quá nhiều mặt cắt ở những chiều hướng khác nhau sẽ làm tăng thời gian chụp. Thay vì thế, chúng ta chỉ chụp một số mặt cắt quan trọng và sử dụng một thuật toán thích hợp “cắt” dữ liệu ba chiều đã thu thập được theo một mặt cắt bất kỳ (Hình 18). Kỹ thuật này có tên là tái tạo đa phẳng MPR (multiplanar reformation hay reconstruction).


Hìn
h 18: Dựng lại một mặt cắt chếch để thấy rõ hơn hệ thống đường mật.

Kỹ thuật MIP

Khi chụp mạch máu có thuốc tương phản, tín hiệu của các voxel trong lòng mạch cao hơn hẳn tín hiệu của các mô xung quanh. Nếu tưởng tượng rằng chúng ta đang đứng quan sát hệ thống mạch máu từ một góc độ nào đó, chúng ta sẽ thấy hình ảnh mạch máu hiện rõ hẳn trên một nền tối hơn ở xung quanh (Hình 19).


Hình 19:
Ảnh chụp có thuốc tương phản vùng tim và quai động mạch chủ được dựng lại bằng kỹ thuật MIP cho thấy rõ hình ảnh tim và các mạch máu lớn quanh đó. Dấu hiệu hẹp cục bộ ở động mạch dưới đòn trái biểu hiện bằng một đoạn thu nhỏ dần và mất tín hiệu (đầu mũi tên). Ở đoạn xa (mũi tên) bị mất tín hiệu do thuốc tương phản đậm hơn ở tĩnh mạch cạnh đó.

Kỹ thuật MIP (maximum-intensity projection) sử dụng ý tưởng đơn giản này. Giả thiết rằng người quan sát đứng ở một góc độ nhất định hướng về vật cần quan sát, kỹ thuật MIP sẽ giữ lại các voxel có tín hiệu cao nhất trên mỗi đường thẳng nối từ mắt người quan sát đến vật (tia quan sát). Khi chụp mạch máu có dùng thuốc tương phản (trong cộng hưởng từ) hoặc thuốc cản quang (trong CT), các voxel có giá trị cao nhất trên một tia quan sát đa phần là các voxel của mạch máu. Đối với CT, kỹ thuật MIP có thể dùng để tái tạo lại hình ảnh của khung xương (Hình 20).


Hình 20:
Các tia quan sát từ mắt người quan sát đến vật chỉ nhìn thấy các voxel có giá trị cao nhất. Xương (trên CT) và các mạch máu có tiêm thuốc (trên CT và cộng hưởng từ) thường có các voxel như vậy nên người quan sát có thể nhìn thấy chúng rõ hơn so với các mô xung quanh.

Trong lĩnh vực cộng hưởng từ mạch máu, kỹ thuật MIP cũng có thể được dùng cho cả trường hợp không dùng thuốc tương phản. Với các dữ liệu thu được bằng các kỹ thuật mạch đồ máu sáng, chúng ta có thể dùng kỹ thuật MIP để dựng lại hình ảnh mạch máu (xem lại Hình 8).

Kỹ thuật dựng bề mặt

Trong k thuật dng bề mặt (surface rendering), các voxel nằm ở bờ của một cấu trúc sẽ được xác định và cho hiển thị ra; các voxel còn lại được cho “ẩn đi”, tạo ra một hình ảnh bề mặt của một cấu trúc.

Mặc dù không được phổ biến như các kỹ thuật MIP và MPR, kỹ thuật dựng bề mặt cho phép “quan sát” rõ bề mặt (mặt trong và mặt ngoài) của một cấu trúc. Đặc biệt đối với các cơ quan dạng ống như ống tiêu hóa, khí phế quản hoặc mạch máu, kỹ thuật này cho phép thực hiện các cuộc ngoại soi ảo (virtual exoscopy) hoặc nội soi ảo (virtual endoscopy) như được minh họa trong Hình 21.


Hìn
h 21: Nội soi ảo ruột già (virtual colonoscopy) cho phép nhìn thấy polyp ở cả hai phía khi đi từ trong ra (A) và từ ngoài vào (B).

Kỹ thuật dựng khối vật

Mặc dù mới chỉ được ứng dụng trong thời gian gần đây do các yêu cầu tốc độ xử lý của máy tính quá cao, k thuật dng khối vật (volume rendering) thật ra là trường hợp tổng quát của hai kỹ thuật MIP và kỹ thuật dựng bề mặt. Trong kỹ thuật này, toàn bộ tập dữ liệu ba chiều đều được sử dụng; mỗi voxel được cho hiển thị hoặc không hiển thị dựa trên các ngưỡng của một số tham số được chọn trước, nhờ vậy người quan sát có thể định ra một mức độ trong suốt, cho phép họ “nhìn thấu” vào các cấu trúc sâu hơn.


Hình 22:
(a) Hình ảnh các nhánh động mạch não giữa (các đầu mũi tên) và khối thuyên tắc (mũi tên) được dựng lại bằng kỹ thuật dựng khối vật. (b) Hình chụp tương ứng trong lúc phẫu thuật.

7. NHỮNG ĐIỂM CẦN GHI NHỚ

  • Có thể phân chia tình trạng dòng chảy thành ba loại: dòng chảy đều, dòng chảy dồn và dòng cuộn xoáy. Trong dòng chảy đều, vận tốc của mọi voxel đều như n Trong dòng chảy dồn, các voxel ở trung tâm chảy đều và nhanh hơn các voxel ở sát thành mạch.
  • Ba hiệu ứng dòng chảy đáng chú ý là: hiệu ứng trống dòng bị mất hẳn tín hiệu trong lòng mạch; hiệu ứng nội dòng có tín hiệu dòng chảy mạnh hơn các mô đứng yên xung quanh tuy càng chảy tiếp, tín hiệu càng giảm nhưng vùng trung tâm vẫn mạnh hơn vùng sát thành mạch; hiệu ứng cận thành là một dạng hiệu ứng trống dòng, trong đó dòng chảy sát thành mạch bị mất tín hiệu.
  • Các kỹ thuật mạch đồ cộng hưởng nói chung được chia thành ba nhóm: mạch đồ cộng hưởng có dùng thuốc tương phản từ, mạch đồ máu đen và mạch đồ máu sáng. Mạch đồ máu đen sử dụng hiệu ứng trống dòng và một số kỹ thuật phụ trợ khác để làm mất tín hiệu của dòng chảy trong lòng mạch, cho phép đánh giá được tình trạng của thành mạch. Mạch đồ máu sáng sử dụng hiệu ứng nội dòng, cho ra kỹ thuật chụp TOF. Mạch đồ máu sáng cũng sử dụng độ chênh lệch pha (kỹ thuật tương phản pha) của dòng chảy để tính toán và đánh giá được vận tốc của dòng chảy.
  • Tâm đồ cộng hưởng từ sử dụng kỹ thuật gác tim bằng điện tâm đồ, cho phép chụp một loạt các phim liên tục nhau (phim xi-nê). Bằng cách đó chúng ta có thể đánh giá được chức năng co bóp của tim qua các thì của chu kỳ tim.
  • Các kỹ thuật dựng hình thông dụng trong lĩnh vực hình ảnh y học bao gồm: kỹ thuật MPR, kỹ thuật MIP, kỹ thuật dựng bề mặt và kỹ thuật dựng khối vật. Kỹ thuật MPR cho phép chúng ta xem xét vùng cơ thể đã được chụp theo một mặt cắt bất kỳ, không chỉ là những mặt cắt được thực hiện trong lúc chụp. Kỹ thuật MIP giữ lại những điểm “sáng nhất” khi chúng ta đang quan sát vùng cơ thể đã được chụp từ một góc độ bất kỳ, do vậy kỹ thuật này có thể được dùng để dựng lại hình ảnh xương (trong CT) hoặc hình ảnh mạch máu (CT và cộng hưởng từ). Kỹ thuật dựng bề mặt có thể được dùng trong các cuộc nội soi hoặc ngoại soi ảo vì nó cho phép nhìn thấy bề mặt của vật. Cuối cùng kỹ thuật dựng khối vật cho phép dựng lại toàn bộ khối cơ thể cần khảo sát và có thể “bóc” khối này theo từng lớp. 

Nguồn: Trần Đức Quang (2008), Nguyên lý và kỹ thuật chụp cộng hưởng từ, Chương 8, NXB ĐHQG TPHCM, Trang 113-136.

 

 

 

 

 

 

 

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