Lưu trữ cho từ khóa: MRI

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

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

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

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

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

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

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

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

1. LỚP CẮT

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


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

Độ dày lớp cắt

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

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


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

Quang trường

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

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

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

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

Voxel

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


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

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

2. CÁC TÍNH CHẤT CỦA HÌNH CỘNG HƯỞNG TỪ

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

Pixel và ma trận ảnh

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

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

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

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


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

Độ phân giải không gian

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

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

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

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

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

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

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

Tỷ lệ tín hiệu / nhiễu

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

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

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

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

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

Hiển thị ảnh

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

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

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

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

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

Kết luận

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

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

3. MÃ HÓA VỊ TRÍ KHÔNG GIAN

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

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

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

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

Thang từ trường

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


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

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

Thang từ chọn lớp Gs

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

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

f = γB

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

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

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

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

Thang từ mã hóa bằng tần số Gf

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

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

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


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

Thang từ mã hóa bằng pha Gp

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

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

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

Tổng kết

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

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

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

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

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

4. XỬ LÝ TÍN HIỆU VÀ TẠO ẢNH

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

Lấy mẫu và số hóa tín hiệu

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

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


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

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

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

k-không gian và phép biến đổi Fourier

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


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

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


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

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

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


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

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

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


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


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

5. KỸ THUẬT CHỤP ẢNH BA CHIỀU

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

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

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

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

6. NHỮNG ĐIỂM CẦN GHI NHỚ

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Nguồn:

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

 

 

PHẦN 3: NGUYÊN LÝ TƯƠNG PHẢN CỘNG HƯỞNG TỪ

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

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

1. CÁC THAM SỐ THỜI GIAN VÀ GÓC LẬT

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

Thời kích TR

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

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

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

2. Thời kích TR nhỏ hơn nhiều so với T1

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

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

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

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

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


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

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

Góc lật

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

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

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

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


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

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

Góc tối ưu = arccos(e-TR/T1)

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

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

Thời vang TE

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

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

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

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

Xung tái lập 180o

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

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

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

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


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

2.  NGUYÊN LÝ TƯƠNG PHẢN CỘNG HƯỞNG TỪ

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

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

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

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

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

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

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

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

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

3.  NGUYÊN LÝ TƯƠNG PHẢN TRỌNG T1

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

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

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

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


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

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

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

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

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

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

4.  NGUYÊN LÝ TƯƠNG PHẢN TRỌNG T2

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

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

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

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

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

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

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


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

5. NGUYÊN LÝ TƯƠNG PHẢN TRỌNG ĐẬM ĐỘ PROTON

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

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


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

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

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

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

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

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

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

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

6. NHỮNG ĐIỂM CẦN GHI NHỚ

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

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

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

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

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

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

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

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

Tham khảo: 

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

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

PHẦN 2: HIỆU ỨNG CỘNG HƯỞNG TỪ CỦA CÁC MÔ

Chúng ta đã biết hiện tượng cộng hưởng từ và hiệu ứng cộng hưởng từ của các hạt proton (hạt nhân nguyên tử hydro). Trong cơ thể sống, hydro có mặt trong thành phần của nhiều hợp chất thiết yếu, đặc biệt là nước và mỡ. Vì vậy, nghiên cứu tính chất cộng hưởng từ của proton có vai trò cực kỳ quan trọng trong quá trình tạo ảnh cộng hưởng từ và là bước đầu tiên giúp chúng ta hiểu được quá trình này.
Chúng ta biết rằng nước là một chất thiết yếu của mọi cơ thể sống và thường chiếm một hàm lượng cao trong tế bào. Ngoài việc tham gia vào cấu trúc của tế bào, nước còn là môi trường để các quá trình sống xảy ra và trong nhiều trường hợp còn tham gia trực tiếp vào các quá trình sống. Với một mật độ cao và một vai trò cực kỳ quan trọng như thế, nước là thành phần chính tạo ra các tín hiệu cộng hưởng từ. Ngoài nước, mỡ cũng là một nguồn tín hiệu cộng hưởng quan trọng do chứa các nguyên tử hydro ở những vị trí “thuận lợi”.
Trong phần này chúng ta sẽ tập trung tìm hiểu về hiệu ứng cộng hưởng từ của các mô cơ thể. Nội dung của phần bao gồm:

  • Độ xê dịch hóa học
  • Đặc tính cộng hưởng từ của nước
  • Thời gian hồi giãn dọc T1
  • Thời gian hồi giãn ngang T2

1. ĐỘ XÊ DỊCH HÓA HỌC

Như chúng ta đã biết, tần số cộng hưởng hay tần số quay f của proton phụ thuộc vào từ trường ngoài B0 và hằng số Larmor g qua phương trình Larmor:

f = γB0

Khi tham gia cấu thành các phân tử, tần số cộng hưởng của proton còn phụ thuộc vào liên kết hóa học giữa proton với các nguyên tử khác và vị trí của proton trong phân tử. Sự khác biệt giữa tần số cộng hưởng của proton do liên kết hóa học và vị trí của proton trong phân tử được gọi là độ xê dịch hóa học (chemical shift).

Thực tế, độ xê dịch hóa học biểu thị sự chênh lệch tương đối giữa tần số quay của các proton trong các phân tử khác nhau, được tính bằng đơn vị ppm (parts per million) hay đơn vị phần triệu. Chẳng hạn, độ xê dịch hóa học giữa nước và mỡ là 3,5 ppm, nghĩa là proton trong nước quay nhanh hơn proton trong mỡ khoảng 3,5 phần triệu.

Khi cường độ từ trường tăng lên, tần số quay của các proton cũng tăng theo. Proton có tần số quay càng nhanh sẽ bị ảnh hưởng nhiều hơn và quay càng nhanh hơn. Nghĩa là sự khác biệt tuyệt đối giữa tần số quay của proton ở hai loại phân tử khác nhau có thay đổi theo cường độ từ trường nhưng độ xê dịch hóa học của chúng không thay đổi.

Liên kết hóa học của proton

Chúng ta biết rằng phân tử nước H2O có hai nguyên tử hydro (proton) và một nguyên tử oxy. Nguyên tử oxy tham gia hai liên kết hóa học với các nguyên tử hydro, một liên kết cho mỗi hydro. Trong mỗi liên kết, nguyên tử oxy và hydro đều đóng góp một điện tử vào đám mây chung (Hình 1a).

Tương tự, trong các phân tử lipid với các gốc methylene CH2 và methyl CH3, nguyên tử carbon cũng tham gia liên kết hóa học với các nguyên tử hydro bằng cách đóng góp một điện tử vào đám mây chung giữa carbon và hydro. Ngoài ra, mỗi nguyên tử carbon còn có thể tham gia vào các liên kết hóa học với hai nguyên tử carbon khác như được minh họa trong Hình 1b.

Độ xê dịch hóa học giữa nước và mỡ

Khi so sánh proton trong phân tử nước H2O và proton trong gốc CH2 hoặc CH3 của lipid, chúng ta thấy rằng ái lực với điện tử của oxy cao hơn của car- bon: oxy của nước giữ đám mây điện tử chung của nó với hydro chặt hơn so với carbon của lipid.

Mặt khác, điện tử vốn mang điện âm, khi quay quanh trục của mình cũng sinh ra một từ trường. Khi điện tử ở gần proton, từ trường này tác động vào proton và làm thay đổi chút ít tần số quay của proton.
Với một từ trường cố định, proton của nước bị ảnh hưởng của điện tử ít hơn so với proton của lipid, và vì vậy proton của nước quay hơi nhanh hơn (Hình 1). Khi từ trường mạnh hơn, proton của nước càng quay nhanh hơn, chênh lệch thực sự về tần số quay của nước và mỡ sẽ lớn hơn.


Hình 1: Liên kết hóa học của proton trong phân tử nước và lipid. (a) Đám mây điện tử chung giữa oxy và hydro bị lệch nhiều về phía oxy, cho phép pro- ton quay nhanh hơn. (b) Đám mây điện tử giữa carbon và hydro trải đều giữa chúng làm cho proton trong các phân tử lipid quay chậm hơn.

Chúng ta cũng cần biết rằng do lipid là loại phân tử có cấu trúc phức tạp nên thực chất tần số quay của proton trong lipid cũng khác nhau tùy theo vị trí của chúng. Nghĩa là bản thân mỡ cũng có độ xê dịch hóa học nội tại của mình. Nói cách khác, mỡ là một chất có độ xê dịch hóa học không đồng nhất.

Ảnh hưởng của độ xê dịch hóa học

Như chúng ta đã biết, tín hiệu cộng hưởng từ phụ thuộc vào “sức mạnh tổng hợp” của các proton. Nghĩa là sau khi tắt xung kích thích, số proton quay cùng pha càng lớn, tín hiệu cộng hưởng từ càng mạnh.

Độ xê dịch hóa học, vốn là sự khác biệt về tần số quay của các proton do đặc thù hóa học của các chất, sẽ nhanh chóng làm cho các proton “xa rời nhau”. Hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do khi đó xảy ra rất nhanh, đồng nghĩa với việc tín hiệu cộng hưởng từ nhanh chóng giảm cường độ và biến mất.

Độ xê dịch hóa học còn khiến chúng ta phải tạo ra một xung kích thích có tần số cộng hưởng thích hợp, và đủ bao quát để cộng hưởng được với những proton có tần số cộng hưởng khác nhau. Điều này lại tạo ra một từ trường kém đồng nhất và đến lượt nó, từ trường kém đồng nhất này lại làm mất nhanh tín hiệu cộng hưởng từ.
Tuy nhiên trong một số trường hợp, độ xê dịch hóa học được tận dụng tối đa nhằm làm cho vùng cần khảo sát dễ thấy hơn. Chẳng hạn bằng cách dùng một xung kích thích có tần số thích hợp, người ta có thể làm mất hẳn tín hiệu được phát ra từ các mô mỡ, chỉ còn lại tín hiệu được phát ra từ nước. Nói cách khác, chúng ta đã “xóa mất mỡ” của vùng cần khảo sát trên hình cộng hưởng từ.

Về sau qua từng bối cảnh cụ thể, chúng ta sẽ bàn luận chi tiết hơn về ảnh hưởng của độ xê dịch hóa học và giải thích rõ hơn ý nghĩa của từng điểm đã nêu ở trên.

2. ĐẶC TÍNH CỘNG HƯỞNG TỪ CỦA NƯỚC

Nước có mặt trong tất cả các mô cơ thể. Trong tế bào, nước là thành phần chủ yếu của bào tương, làm dung môi để hòa tan các chất và là môi trường để các quá trình sống xảy ra. Ngoài tế bào, nước có mặt trong các khoảng gian bào, mô kẽ và là thành phần chủ yếu của các chất dịch và máu.

Nhờ sự có mặt ở khắp nơi với mật độ cao và một cấu trúc hóa học với hai proton (hạt nhân hydro), tín hiệu cộng hưởng từ của nước từ các mô khác nhau trong cơ thể là nguồn tín hiệu quan trọng nhất để từ đó chúng ta xây dựng các ảnh cộng hưởng từ. Trong thực tế lâm sàng, các kỹ thuật phát xung và đo đạc tín hiệu chỉ cho phép kích thích và ghi nhận các tín hiệu được phát ra từ nước và mỡ. Do vậy đặc tính cộng hưởng từ của nước là một đề tài quan trọng cần được chú ý đặc biệt.

Mô hình hai khoang

Mặc dù có mặt trong hầu hết các mô với nhiều cấu trúc phức tạp khác nhau nhưng về mặt cộng hưởng từ, chúng ta có thể dùng một mô hình hai khoang đơn giản để mô tả tình trạng của nước: nước tù (bound water) và nước tự do (free water).

Nước tù nói chung là phần nước trong cơ thể bị hạn chế chuyển động. Tình trạng này xảy ra do các phân tử nước bị hút và bị giữ chặt hơn khi chúng nằm gần các phân tử cực lớn như protein, phospholipid và ADN. Những đại phân tử này thường có nhiều điểm tích điện trên bề mặt và có khuynh hướng hút các proton mang điện tích dương. Chúng tạo thành các cầu nối lỏng lẻo làm giảm bớt khả năng chuyển động tự do của các phân tử nước.

Nước tự do là phần nước trong cơ thể có thể chuyển động tự do vì không nằm gần các đại phân tử hoặc trong môi trường không có hoặc có ít các đại phân tử. Nếu môi trường có các đại phân tử, nước tự do bị chúng hút rất yếu nhờ nằm cách xa chúng và lực hút này dễ dàng bị phá vỡ do tốc độ di chuyển của chính các phân tử nước.

Nước trong các mô

Trong các mô mềm như gan, tụy và não với diện tích nội bào lớn, lượng nước tù chiếm nhiều hơn nước tự do. Ngược lại trong dịch não tủy, máu và nước tiểu, lượng nước tự do rõ ràng là chiếm đa phần. Nang và tuyến cũng có lượng nước tự do nhiều hơn đáng kể so với nước tù. Ở mức trung gian, các chất dịch với tỷ lệ protein cao như dịch tiết và dịch khớp cũng làm giảm đáng kể tỷ lệ lượng nước tự do trong dịch.

Đặc tính cộng hưởng từ

Trước tiên chúng ta cần nhấn mạnh rằng proton trong các phân tử nước tù và nước tự do đều có tần số cộng hưởng như nhau, nghĩa là không có độ xê dịch hóa học giữa nước tù và nước tự do. Khác biệt giữa chúng nằm ở chỗ: nước tự do chuyển động nhiều hơn nên tác động của từ trường đối với chúng xảy ra chậm hơn. Ngược lại, do bị các đại phân tử giữ chặt hơn, nước tù cùng với các đại phân tử hình thành một môi trường có cấu trúc khá “ổn định”. Sự ổn định này khiến cho nước tù “nhạy cảm” hơn với sự thay đổi của từ trường ngoài.
Chính vì vậy, tỷ lệ giữa nước tù và nước tự do trong các mô có ảnh hưởng rất lớn đến các thời gian hồi giãn đặc trưng của các mô. Hai phần tiếp theo sẽ bàn luận chi tiết về các đặc tính thời gian cùng với ảnh hưởng của tỷ lệ nước tự do và nước tù trong các mô đối với những đặc tính đó.

3. THỜI GIAN HỒI GIÃN DỌC T1

Khi không có từ trường ngoài tác động, các proton trong môi trường tự quay quanh trục của mình. Hướng của các trục quay hoàn toàn ngẫu nhiên nên mỗi proton mặc dù có một từ trường riêng nhưng tổng từ trường chung của các proton ở trạng thái này vẫn bằng zero.

Khi có một từ trường ngoài B0 thật mạnh tác động vào, các proton trong môi trường bắt đầu định lại trục quay của chính mình cho phù hợp với hướng tác động của từ trường. Theo quy ước, chúng ta xem như hướng tác động này là hướng của trục z. Trục quay của các proton có thể hướng cùng chiều với trục z hoặc ngược chiều với z. Số proton có trục hướng cùng chiều với z chỉ nhiều hơn chút ít so với số proton hướng ngược chiều trong mỗi triệu proton. Tuy khác biệt này rất nhỏ nhưng do số lượng proton trong cơ thể rất lớn (có ý nghĩa nhất là các proton nằm trong nước và mỡ), chúng vẫn tạo ra một từ trường nhỏ gọi là độ từ hóa thực M0 có hướng vectơ (hướng tác động) cùng chiều với chiều vectơ B0 (Hình 2).


Hình 2: Độ từ hóa thực M0 hướng theo trục z được tạo thành do sự chênh lệch về số lượng giữa các proton có trục quay cùng và ngược chiều với B0.

Trong bối cảnh này, độ từ hóa thực cũng chính là độ từ hóa dọc.
Khi phát ra một xung kích thích RF quay quanh trục z có tần số quay bằng với tần số quay của proton, từ trường B1 do xung RF tạo ra sẽ kéo vectơ M0 lệch khỏi trục z một góc lật a. Khi a = 90o, vectơ M0 bị lật hoàn toàn vào mặt phẳng xy, tạo thành độ từ hóa ngang.

Lúc này nếu tắt xung kích thích, môi trường chỉ còn chịu tác động của từ trường B0. Bối cảnh này tương tự như bối cảnh khởi đầu khi áp đặt từ trường B0 khi các proton đang có trục quay ngẫu nhiên định lại trục quay để rồi dần dần tạo ra độ từ hóa thực M0 hay độ từ hóa dọc. Nghĩa là sau khi tắt xung, dưới tác động của B0, độ từ hóa dọc dần dần được hình thành trở lại. Quá trình này gọi là quá trình hồi giãn dọc (longitudinal relaxation).

Đường cong của quá trình hồi giãn dọc

Trong quá trình hồi giãn dọc, vectơ từ hóa dọc lớn dần, lúc đầu thật nhanh nhưng về sau chậm dần cho đến độ lớn tối đa của nó là M0. Nghĩa là quá trình hồi giãn dọc xảy ra từ từ, ban đầu nhanh rồi dần dần chậm lại. Để cho dễ hình dung, người ta thường mô tả quá trình hồi giãn dọc bằng một đường cong cho thấy mức độ hồi phục của vectơ từ hóa dọc theo thời gian (Hình 3). Đường cong này cho thấy rằng hơn phân nửa độ lớn của vectơ từ hóa dọc được hồi phục rất nhanh, và người ta chọn thời gian hồi phục được khoảng 63% độ lớn của M0 làm thời gian tiêu biểu cho quá trình hồi phục này và gọi nó là thời gian hồi giãn dọc hay thời gian T1.

Hình 3 cũng cho thấy rằng khôi phục hoàn toàn M0 cần phải mất một khoảng thời gian gấp bốn đến năm lần thời gian T1. Do vậy trong thực tế, T1 được dùng thay cho thời gian hồi giãn dọc thực sự. Nếu dùng đơn vị đo là ms (mili-giây), thời gian T1 có giá trị từ khoảng 100 ms đến 3000 ms (3 giây).


Hình 3: Đường cong mô tả thời gian hồi giãn dọc cho thấy mối liên hệ giữa độ lớn của vectơ từ hóa dọc với thời gian. T1 là thời gian khôi phục được khoảng 63% độ lớn so với độ từ hóa thực M0. Sau khi mất thêm một khoảng thời gian T1 nữa (2T1), vectơ từ hóa dọc khôi phục được khoảng 86%. Thực tế, để khôi phục hoàn toàn độ từ hóa dọc phải mất một khoảng thời gian gấp bốn hoặc năm (4T1 hoặc 5T1) lần T1.

Thời gian T1 của một số mô điển hình

Với một từ trường có cường độ nhất định, mỗi mô trong cơ thể đều có một thời gian T1 khá đặc trưng. Trong các mô khác với mô mỡ, thời gian này thường phụ thuộc vào tỷ lệ giữa nước tự do và nước tù: nước tự do càng nhiều, thời gian T1 càng dài vì sự chuyển động của các phân tử nước làm cho các proton khó định hướng lại trục quay của mình dưới tác dụng của từ trường ngoài. Chẳng hạn với từ trường 1,5 Tesla, thời gian T1 của dịch não tủy (nhiều nước tự do) có thể xấp xỉ 2400 ms, trong khi đó thời gian T1 của các mô mềm như chất trắng và chất xám thường không quá 1000 ms. Hình 4 trình bày một bảng các giá trị thời gian T1 ghi nhận được của các mô khác nhau trong một nghiên cứu được tiến hành và so sánh giữa các từ trường 0,5 và 1,5 Tesla.

Ghi nhận tổng quát từ Hình 4 cho thấy rằng mô mỡ có thời gian T1 ngắn hơn hẳn so với các mô khác. Các mô mềm như gan, cơ do diện tích bề mặt nội bào lớn và cấu trúc mô nhất quán nên chúng có thể giữ chặt được nhiều phân tử nước và làm cho thời gian T1 của chúng cũng khá ngắn. Dịch não tủy với thành phần chủ yếu là nước tự do có T1 rất dài. Khi so sánh giữa chất xám và chất trắng, T1 của chất trắng ngắn hơn so với T1 của chất xám vì chất trắng chứa nhiều mỡ hơn chất xám.


Hình 4: Giá trị T1 tính bằng đơn vị ms (mili-giây) của các mô khác nhau được đo trong hai từ trường với cường độ là 0,5T và 1,5T. Bảng này cũng cho thấy rằng khi cường độ từ trường tăng, thời gian T1 cũng tăng theo tuy mức độ tăng không đồng đều.

Theo chiều hướng đó, các loại dịch tiết trong cơ thể như dịch khớp và mủ có thời gian T1 dài hơn so với T1 của các mô mềm. Tuy nhiên nếu so với các dịch thấm như dịch não tủy và nước tiểu chẳng hạn, thời gian T1 của loại dịch thấm thường dài hơn đáng kể so với các loại dịch tiết vì chúng chứa rất ít các phân tử lớn.
Cũng cần ghi nhận rằng nước tự do trong máu cũng khá lớn nên T1 của máu không ngắn hơn nhiều so với T1 của dịch não tủy. Tuy nhiên do ảnh hưởng mạnh của dòng chảy trong máu nên thời gian T1 của máu không còn được dùng làm một tham số đặc trưng như trong các cấu trúc tĩnh. Các phần tiếp theo sẽ bàn luận chi tiết về hiệu ứng dòng chảy (flow effect) và những ứng dụng của nó trong lĩnh vực cộng hưởng từ tim mạch.

Ảnh hưởng của cường độ từ trường

Như chúng ta đã thấy trong Hình 4, khi cường độ từ trường tăng lên, thời gian T1 của các mô có xu hướng tăng theo mặc dù không đồng đều. Mô mỡ tăng rất ít, chỉ từ 210 ms ở từ trường 0,5T thành 260 ms ở từ trường 1,5T (tỷ lệ 260/210 ≈ 1,2). Các mô mềm đều tăng đáng kể, chẳng hạn tỷ lệ tăng của mô cơ là 870/550 ≈ 1,6. Dịch não tủy, do có lượng nước cao nên có thời gian T1 thay đổi ít hơn (tỷ lệ 2400/1800 ≈ 1,3).

Khác biệt thời gian T1 giữa các mô

Trong các ứng dụng lâm sàng, khác biệt thời gian T1 giữa các mô thường được tận dụng để tạo hình cộng hưởng từ, cho phép chúng ta phân định rõ ranh giới giữa chúng. Nghĩa là trên hình cộng hưởng từ, các mô có thời gian T1 khác nhau càng lớn thì mức độ trắng đen giữa chúng càng rõ mà theo cách nói trong nghề “hình ảnh”, chúng có độ tương phản (contrast) cao. Hình cộng hưởng từ sử dụng mức độ khác biệt T1 của các mô để tạo độ tương phản được gọi là hình trọng T1 (T1-weighted image). Hình 5 là một hình trọng T1 cho thấy rõ cấu trúc các mô. Độ tương phản và hình trọng T1 sẽ được thảo luận trong trong các phần tiếp theo.


Hình 5: Một hình trọng T1 chụp cắt ngang qua đầu cho thấy rõ các cấu trúc của các mô (chất trắng, chất xám, mô mỡ…).

4. THỜI GIAN HỒI GIÃN NGANG T2

Bây giờ chúng ta quay lại tình huống đã được mô tả ngay từ đầu Phần 2.3 mà ở đó, ngay sau khi tắt xung kích thích, độ từ hóa ngang đang quay quanh trục z với tần số quay bằng tần số quay của các proton. Do hiện tượng cảm ứng điện từ, độ từ hóa ngang này tạo ra một tín hiệu cộng hưởng từ có thể đo được bằng các thiết bị ghi nhận thích hợp.

Bắt đầu từ lúc này, ngoài hiện tượng hồi giãn dọc xảy ra dưới tác dụng của từ trường ngoài B0 đã được thảo luận trong phần trước, hai hiện tượng nhân quả đáng chú ý nữa xảy ra song song với hiện tượng hồi giãn dọc là:

  1. Quá trình hồi giãn ngang, trong đó độ từ hóa ngang giảm dần độ lớn rồi mất hẳn.
  2. Do độ từ hóa ngang giảm dần, tín hiệu cộng hưởng từ cũng giảm dần rồi mất hẳn. Đây được gọi là hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID (Hình 6).


Hình 6: Hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID: theo thời gian, tín hiệu cộng hưởng từ lúc đầu có độ lớn bằng M0 giảm dần rồi mất hẳn.

Trong khi cơ chế của quá trình hồi giãn dọc là sự tương tác giữa proton với môi trường (tương tác spin-lattice) xảy ra dưới tác dụng của từ trường ngoài B0, cơ chế của quá trình hồi giãn ngang lại do tương tác giữa các proton với nhau (tương tác spin-spin). Lúc đầu các proton quay cùng pha, tạo ra một “sức mạnh tổng hợp” tối đa. Theo thời gian, các proton quay gần nhau có thể “đụng nhau” (tác động từ tính qua lại) khiến cho chúng dần lệch pha, làm giảm bớt đi sức mạnh tổng hợp của chúng. Nghĩa là vectơ từ hóa ngang lúc này nhỏ hơn so với lúc đầu.

Đường cong của quá trình hồi giãn ngang

Tương tự như quá trình hồi giãn dọc, người ta cũng mô tả quá trình hồi giãn ngang bằng một đường cong (Hình 7). Đường cong này cho thấy mức độ hồi giãn ngang, tức là sự suy giảm của vectơ từ hóa ngang, lúc đầu xảy ra khá nhanh rồi chậm dần. Ở đây, thời gian hồi giãn ngang hay thời gian T2 được tính là khoảng thời gian để vectơ từ hóa ngang giảm đi khoảng 63% độ lớn của mình hay nói cách khác, nó chỉ còn khoảng 37% độ lớn.

Chúng ta cần nhớ rằng tín hiệu cộng hưởng từ được tạo ra do độ từ hóa ngang, vốn là một từ trường, quay quanh trục z. Do vậy, suy giảm vectơ từ hóa ngang sẽ gây ra hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID và thời gian T2 cũng chính là thời gian suy giảm tín hiệu cộng hưởng từ. Mặt khác, khi vectơ từ hóa dọc được khôi phục hoàn toàn thì vectơ từ hóa ngang chắc chắn không còn tồn tại nữa. Vì thế thời gian T1 có thể được xem như giá trị lớn nhất của T2 (trong trường hợp nước tinh khiết). Thực tế, T2 thường nhỏ hơn nhiều so với T1.


Hình 7: Đường cong mô tả thời gian hồi giãn ngang cho thấy mối liên hệ giữa độ lớn của vectơ từ hóa ngang với thời gian. T2 là thời gian vectơ từ hóa ngang chỉ còn khoảng 37% độ lớn so với độ lớn ban đầu M của nó. Nghĩa là hết một thời gian T2, nó đã mất khoảng 63% độ lớn của mình.

Thời gian T2 của một số mô điển hình

So với thời gian T1, thời gian T2 của các mô cơ thể thường ngắn hơn nhiều. Bảng được đưa ra trong Hình 8 minh họa cho chúng ta thấy điều này. Vì thời gian T2 biểu thị tốc độ suy giảm tín hiệu, giá trị T2 trong bảng đó giúp chúng ta so sánh độ suy giảm tín hiệu của các mô khác nhau. Với các mô có thời gian T2 ngắn, tín hiệu sẽ suy giảm nhanh và ngược lại với các mô có thời gian T2 dài, tín hiệu sẽ tồn tại lâu hơn. Do vậy theo bảng này, gan là mô có tín hiệu suy giảm nhanh nhất; dịch não tủy là mô có tín hiệu suy giảm lâu nhất.


Hình 8: Giá trị T2 tính theo đơn vị ms (mili-giây) của các mô khác nhau được đo trong một nghiên cứu giống như bảng của Hình 4. Nếu so sánh với giá trị T1 của bảng được cho trong Hình 4, giá trị T2 của các mô tương ứng nhỏ hơn nhiều, chỉ nằm trong khoảng từ vài chục đến vài trăm mili-giây.

Chúng ta cần nhớ rằng các mô trong cơ thể vốn phức tạp do chứa nhiều loại tế bào và các chất chuyển hóa khác nhau. Ở mức vi thể, chúng đều có những từ trường riêng rất nhỏ tác động qua lại, tạo ra một từ trường cục bộ không đồng nhất. Đây là một nguyên nhân làm cho các proton bị lệch pha ngoài nguyên nhân tương tác trực tiếp giữa các proton đã nêu.

Cụ thể, thời gian T2, tương tự như T1, cũng phụ thuộc vào tỷ lệ nước tự do/ nước tù trong các mô. Tuy nhiên sự phụ thuộc này lại có nguồn gốc từ sự không đồng nhất của từ trường cục bộ vừa nêu. Nước tự do có các phân tử chuyển động nhanh nên các proton của chúng ít bị tác động bởi tình trạng không đồng nhất của từ trường cục bộ xung quanh. Ngược lại nước tù với các phân tử bị giữ chặt bởi các phân tử lớn khiến chúng dễ bị tác động của từ trường cục bộ này, làm ngắn thời gian T2 của những mô có lượng nước tù nhiều. Vỏ xương là một thí dụ rõ nhất. Tín hiệu của vỏ xương hầu như không có do vỏ xương hầu như không có nước tự do. Nước có mặt trong vỏ xương đều là nước tù và bị giữ quá chặt khiến cho thời gian T2 của vỏ xương cực ngắn và hầu như trong mọi chuỗi xung đều không ghi nhận được tín hiệu cộng hưởng từ.

Như vậy, dù căn nguyên là gì đi chăng nữa, cả thời gian T1 và T2 đều phụ thuộc vào tỷ lệ giữa nước tự do và nước tù của các mô. Nhận xét vừa nêu cho phép chúng ta khẳng định rằng trong thực tế, các mô có thời gian T1 dài thường cũng có thời gian T2 dài và ngược lại.

Thời gian hồi giãn ngang T2*

Theo như đã mô tả trong phần trước, quá trình hồi giãn ngang xảy ra do sự tương tác giữa các proton, làm cho vectơ từ hóa ngang suy giảm dần trong thời gian T2. Tuy nhiên trong môi trường cơ thể, tín hiệu cộng hưởng từ thường mất khá nhanh chứ không tồn tại và kéo dài trong suốt thời gian T2, nghĩa là thời gian hồi giãn ngang thực tế này ngắn hơn so với thời gian hồi giãn ngang T2. Để phân biệt rõ ràng thời gian T2 thực tế với thời gian T2, người ta dùng khái niệm thời gian hồi giãn ngang T2*.

Lý do giải thích sự suy giảm nhanh chóng tín hiệu cộng hưởng từ này được quy cho các nguyên nhân đã dẫn đến tình trạng không đồng nhất của từ trường cục bộ và độ xê dịch hóa học vốn có giữa các proton của mỡ và của nước. Tính không đồng nhất của từ trường cục bộ, xét ở một góc độ nào đó, là một nguyên nhân vốn có vì như đã giải thích trong phần trước, các mô cơ thể có rất nhiều chất với những từ trường khác nhau. Ngoài ra, các chất thuận từ được đưa từ ngoài vào (chẳng hạn như các thuốc tương phản từ) hay được tạo ra trong một quá trình bệnh lý cũng là một nguyên nhân gây ra tính không đồng nhất của từ trường cục bộ.

Cũng cần nhấn mạnh rằng thuật ngữ T2 được dùng với ý nghĩa thông thường là thời gian hồi giãn ngang biểu thị một đặc trưng vốn có của mỗi mô cơ thể. Trong trường hợp cần nói đến ảnh hưởng của những nguyên nhân khác, chẳng hạn ảnh hưởng của tình trạng không đồng nhất của từ trường cục bộ hoặc do độ xê dịch hóa học, người ta dùng T2*. Điều này có nghĩa là T2* được dùng thay cho T2 trong những trường hợp đặc biệt với những mục đích đặc biệt.

Ảnh hưởng của độ xê dịch hóa học

Như chúng ta đã biết từ Phần 1, độ xê dịch hóa học là sự khác biệt về tần số quay giữa các proton ở những phân tử khác nhau. Với những kỹ thuật cộng hưởng từ hiện có, proton của nước và của mỡ là hai nguồn quan trọng nhất tạo ra tín hiệu cộng hưởng từ.

Trước tiên, bản thân mô mỡ chứa nhiều loại phân tử với những độ xê dịch hóa học khác nhau, mặc dù nguồn tín hiệu quan trọng nhất của mô mỡ là các proton CH2 bão hòa trong các phân tử triglyceride.

Thứ hai, proton của nước có tần số quay hơi nhanh hơn so với proton của CH2. Vì thế mặc dù lúc đầu khi vừa tắt xung kích thích, các proton của nước và của CH2 đều quay cùng pha nhưng theo thời gian, do ảnh hưởng của độ xê dịch hóa học, chúng dần lệch pha nhau cho đến thời điểm pha của chúng chênh lệch nhau 180o (nghịch pha). Lúc này tín hiệu hoàn toàn bị biến mất. Thế nhưng vì proton của nước vẫn quay nhanh hơn proton của CH2 nên mất một khoảng thời gian bằng như thế nữa, proton của nước và của CH2 sẽ có pha chênh nhau 360o. Tại thời điểm này, chúng lại cùng pha và tín hiệu lúc này mạnh trở lại. Đây là cơ sở của kỹ thuật Dixon thực hiện xóa tín hiệu của mỡ sẽ được phân tích trong các phần tiếp theo.

Như vậy, độ xê dịch hóa học không hoàn toàn làm mất hẳn tín hiệu cộng hưởng từ: nó chỉ làm thay đổi tín hiệu cộng hưởng từ theo một quy luật nhất định. Quy luật này sẽ được sử dụng trong nhiều trường hợp để gợi ý hoặc khẳng định chẩn đoán.

Ảnh hưởng của các chất thuận từ

Chúng ta đã biết rằng chất thuận từ là nhóm chất có khả năng bị từ hóa dưới tác động của một từ trường. Khi đó chúng trở thành một nam châm yếu và từ trường của chúng hợp sức với từ trường hiện có, làm cho từ trường chung mạnh hơn, mặc dù so với tác động của nhóm chất sắt từ, sức mạnh bổ sung này khá nhỏ.

Tuy nhiên ở mức vi thể, chất thuận từ có thể làm mất tính đồng nhất của từ trường cục bộ, một nguyên nhân quan trọng làm suy giảm nhanh tín hiệu cộng hưởng từ, khiến cho thời gian T2* vốn đã ngắn lại càng ngắn hơn. Tuy nhiên ảnh hưởng này phụ thuộc vào mức độ tiếp xúc giữa chất thuận từ với các phân tử nước. Một chất thuận từ có thể có rất ít tác động đối với mô nếu nó bao khuất không nằm sát với các phân tử nước.

Tùy theo hàm lượng và mức độ thuận từ, một chất thuận từ khi có tác động của một từ trường ngoài có thể làm tăng cường độ của từ trường cục bộ. Những chất thuận từ đó đôi khi được gọi bằng thuật ngữ chất nhạy từ (superparamagnetic) và được định nghĩa là những chất có khả năng từ hóa giữa mức chất sắt từ và chất thuận từ. Chẳng hạn các loại thuốc tương phản từ khi được đưa vào bằng đường tĩnh mạch đều nằm trong nhóm chất nhạy từ. Với một nồng độ cao và tiếp xúc đều khắp với các phân tử nước, các loại thuốc này làm tăng cường độ từ trường cục bộ, kết quả là cả thời gian T1 và T2 đều ngắn đi.

Một số quá trình bệnh lý có thể sản sinh ra các chất thuận từ. Thí dụ như trong quá trình phân hủy cục máu đông, một sản phẩm phân hủy hemoglobin của hồng cầu là chất methemoglobin, vốn là một chất thuận từ, có thể làm thay đổi tín hiệu của vùng bị xuất huyết. Trong giai đoạn bán cấp sớm, chất methemoglobin được tạo ra nhưng hồng cầu chưa bị vỡ nên ảnh hưởng của nó không rõ ràng. Tuy nhiên ở giai đoạn bán cấp muộn khi hồng cầu đã vỡ, methemoglobin làm thay đổi rõ rệt tín hiệu cộng hưởng từ.

Khác biệt thời gian T2 giữa các mô

Tương tự như T1, khác biệt thời gian T2 giữa các mô cũng được tận dụng để tạo sự tương phản giữa các mô trên hình cộng hưởng từ. Một hình cộng hưởng từ có sử dụng sự khác biệt thời gian T2 giữa các mô được gọi là hình trọng T2 (T2-weighted image): khác biệt T2 của hai mô càng lớn, mức độ trắng đen giữa chúng trên ảnh trọng T2 càng rõ. Hình 9 trình bày một hình trọng T2 của não cho thấy cấu trúc các mô không rõ ràng lắm. Tuy nhiên tín hiệu của dịch não tủy rất mạnh, thể hiện bằng hai vùng trắng tương ứng với hai não thất bên và các đường trắng len giữa các hồi não. Độ tương phản và hình trọng T2 cũng sẽ được thảo luận trong các phần tiếp theo.

5. NHỮNG ĐIỂM CẦN GHI NHỚ

Đến đây chúng ta đã nghiên cứu xong những đặc điểm quan trọng của hiện tượng cộng hưởng từ trên các mô cơ thể. Chúng là cơ sở để trong những phần sau, với nhiều kỹ thuật cực kỳ độc đáo, chúng ta có thể “nhìn thấu” vào trong cơ thể sống bằng cách tạo ra những hình ảnh giống như thể chúng ta đang cắt cơ thể sống ra thành từng lớp để biết được chúng đang “sống” như thế nào. Những khái niệm quan trọng và đáng chú ý trong phần này được tóm tắt như dưới đây:


Hình 9: Một hình trọng T2 chụp cắt ngang qua đầu ngang mức não thất bên cho thấy rõ hình dạng của hai não thất bên nhờ chứa nhiều dịch não tủy. Phân biệt giữa chất xám và chất trắng không được rõ ràng.

  • Hình ảnh cộng hưởng từ được tạo thành từ hai nguồn tín hiệu quan trọng của cơ thể là nước và mỡ. Các proton của nước có tần số quay nhanh hơn chút ít so với tần số quay của các proton trong mỡ. Khác biệt này thường được gọi là độ xê dịch hóa học.
  • Nước là thành phần chủ yếu có mặt khắp nơi trong cơ thể. Về mặt tín hiệu cộng hưởng từ, chúng ta chỉ phân biệt hai loại nước trong cơ thể: nước tù và nước tự do.
  • Nước tù là phần nước nằm gần các phân tử lớn. Những phân tử nước ở tình trạng này bị các đại phân tử hút chặt nên chúng chuyển động rất ít, do vậy chúng dễ bị tác động của từ trường.
  • Ngược lại, nước tự do chuyển động rất nhanh vì chúng ở xa các đại phân tử. Nhờ tốc độ chuyển động như thế, nước tự do bị tác động của từ trường chậm hơn nước tù.
  • Quá trình hồi giãn dọc xảy ra do sự tương tác giữa proton với môi trường dưới tác dụng của từ trường ngoài. Thời gian hồi giãn dọc còn được gọi là T1.
  • Quá trình hồi giãn ngang và hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID là hai hiện tượng nhân quả xảy ra song song với quá trình hồi giãn dọc. Thời gian hồi giãn ngang còn được gọi là T2 và thường ngắn hơn nhiều so với T1.
  • Tín hiệu cộng hưởng từ của mô thường suy giảm nhanh hơn so với thời gian T2 của nó. Nguyên nhân của nó được quy cho tình trạng không đồng nhất của từ trường cục bộ và độ xê dịch hóa học của các mô. Khi đó, T2 được gọi là T2*.
  • Tỷ lệ giữa nước tự do và nước tù là một dấu chỉ quan trọng cho tính chất cộng hưởng từ của mô. Các mô mềm có lượng nước tù nhiều hơn nên thời gian T1 và T2 thường ngắn. Các loại dịch tiết có lượng nước tự do nhiều hơn nên T1 và T2 dài hơn. Tuy nhiên các loại dịch thấm luôn có T1 và T2 dài nhất vì có lượng nước tự do nhiều nhất.
  • Khác biệt thời gian hồi giãn giữa các mô có thể được dùng để phân định cấu trúc của chúng trên hình cộng hưởng từ. Một hình dùng T1 để phân định cấu trúc của các mô được gọi là hình trọng T1. Tương tự, một hình dùng T2 để phân định cấu trúc của các mô được gọi là hình trọng T2.

Tham khảo: Trần Đức Quang (2008), Nguyên lý và kỹ thuật chụp cộng hưởng từ, Chương 2, NXB ĐHQG TPHCM, Trang 19-34.