Chụp cắt lớp vi tính (CT) và ghi hình cộng hưởng từ hạt nhân (MRI)

Cận lâm sàng

Trong chẩn đoán bệnh ở hệ thần kinh trung ương, có nhiều kỹ thuật ghi hình được sử dụng. Trong đó có hai kỹ thuật đã trở nên quen thuộc: chụp cắt lớp xử lý vi tính (Computed Tomography – CT) và ghi hình cộng hưởng từ hạt nhân (Magnetic Resonance Imaging – MRI). Trong cuôn “Bệnh lý Ngoại khoa thần kinh” chúng tôi biên soạn năm 1988, có một chương ngắn nói về CT nhưng lúc đó trong nước ta chưa có loại máy này [1]. Nay tại nhiều cơ sở y tế nước ta đã có máy CT và MR] , hòn nữa cũng đã có đơn vị được trang bị máy Digital Subtraction Angiography – DSA để làm mạch não đồ theo kỹ thuật khá hiện đại. Vì vậy chúng tôi trình bầy lại một cách ngắn gọn, với mong muốn hệ thống hoá về hai kỹ thuật ghi hình CT và MRI trong lâm sàng, nhất là thuộc lĩnh vực chuyên khoa thần kinh.

CƠ SỞ VẬT LÝ HỌC VÀ TRANG THIẾT BỊ.

Năm 1974, trong một bài đăng trên tờ Radiology, tác giả Ter – Pogossian đã nhận định rằng kỹ thuật chụp quy ước và chụp cắt lớp cổ điển đã không phát hiện nổi một lượng thông tin khá phong phú về Xquang. Tuy là những kỹ thuật tiên tiến, nhưng một sô’ nhà nghiên cứu cho rằng mọi việc trong lĩnh vực ghi hình mới chỉ bắt đầu. Những người lâm sàng như chúng ta dĩ nhiên không thể đứng ngoài cuộc cách mạng đang diễn ra trong lĩnh vực này.

Vì vậy chúng ta cần nắm vững các nguyên lý vật lý học, các công nghệ đã được ứng dụng và cả những mặt còn hạn chế của những kỹ thuật đó, để vận dụng vào việc thuyết minh các kết quả ghi hình càng chính xác càng tốt, để có chẩn đoán phù hợp. Để hiểu biết CT và MRI, thiết nghĩ chúng ta nên điểm lại sơ qua vài nét vê’ Xquang cô điển.

Nguyên lý cơ bản tạo ra hình ảnh khi chụp Xquang cổ điển.

Mục tiêu của chụp Xquang là ghi lại trên một tấm phim (hay biểu hiện trên màn huỳnh quang) những khác biệt về mật độ, về hình thái của các cấu trúc khác nhau bên trong cơ thể bệnh nhân. Để đơn giản hoá, ta xem hình 12 thể hiện một chùm tia X xuyên qua một “mô hình” bệnh nhân, dưới dạng một hình chữ nhật bao bọc chung quanh bởi một cấu trúc khác đồng nhất. Khi tia X xuyên qua bệnh nhân nó bị giảm năng lượng, nghĩa là bị hấp thu và bị tán xạ bên trong cơ thể bệnh nhân. Năng lượng giảm nhiều hay ít, còn tuỳ tính chất của mô nó xuyên qua và cường độ của chùm tia. Sau cùng chùm tia đi tới nơi tiếp nhận nó và ở đó nó sẽ được ghi lại hay được “phát hiện”. Trong hình 12, sơ đồ về cường độ tia X đã được ghi lại, cụ thể là lượng tia phát ra ban đầu và lượng tia đên được nơi tiếp nhận sau khi bị hấp thu.

Mỗi điểm ở nơi tiếp nhận sẽ tương ứng với lượng tia đã hấp thu và tán xạ trên đường đi xuyên qua cơ thể bệnh nhân. Ta cần lưu ý sơ đồ hai chiều đó thực ra là cả một tập hợp các sơ đồ về năng lượng đã bị hấp thu ở những mức độ rất khác nhau khi đi xuyên qua cơ thể bệnh nhân.

CHỤP XQUANG CỔ ĐIỂN

Chụp Xquang cổ điển là ghi lại trực tiếp trên phim sự phân bô’ năng lượng bằng những khu vực mật độ hình ảnh tương ứng. Đó chính là mặt hạn chế chủ yếu của kỹ thuật ghi hình này, vì chúng ta biết cơ thể bệnh nhân được cấu tạo bởi những cấu trúc và mô có mật độ rất khác nhau được phân bố một cách rất phức tạp, chồng chất lên nhau. Mỗi chùm tia xuyên qua cơ thể bệnh nhân, đến tâm phim đã ghi lại hình ảnh nhiều câú trúc chồng chất lên nhau (the superim position effect), nghĩa là chư vi này giao thoa với bóng hình kia. Hậu quả là trên phim chỉ thấy được hình ảnh cấu trúc nào đã hấp thu nhiều tia nhất, ví dụ khi chụp phổi, rõ ràng là nhiều hình ảnh bị hình tim, và hình các xương sườn chẳng hạn che lấp mất. Để khắc phục nhược điểm đó, ta thường chụp tư thế thẳng, nghiêng và có khi chếch 3/4.

Khi chụp Xquang cổ điển, có hiện tượng tán xạ và ta sử dụng các tấm tiếp nhận phi tuyến, và đó lại là thêm một nguyên nhân nữa làm giảm chất lượng hình ảnh. Vì vậy, để khắc phục trở ngại đó, người ta đã dùng các tấm lưới khử tán xạ (scatter eliminating grids). Và như vậy tán xạ đã được loại trừ 95% đến 98% tuỳ theo cơ thể bệnh nhân to béo hay gầy ôm, và tuỳ theo tấm lưới thưa hay dầy đặc. Nhưng trong thực tế các mô trong cơ thể chỉ khác biệt rất ít vể độ cản quang, ví dụ chất xám và chất trắng ở não chỉ khác nhau 0,5%, do đó chỉ một mức độ tán xạ rất nhỏ cũng đủ cản trở việc ghi hình vói những chi tiết chỉ khác biệt ở mức độ tế nhị như vậy. Khi sử dụng các tấm tiếp nhận phi tuyến các cấu trúc có Cs nhỏ sẽ được thể hiện trên tấm tiếp nhận đó với mật độ hình ảnh giảm đi nhiều. Hình 15 mô tả hiện tượng này bằng đường biểu diễn H & D. Độ cản quang trên phim đơn giản chỉ là độ chếch của đường cong H & D mô tả những mức độ cản quang khác nhau trên phim. Ta chú ý độ cản quang tối ưu của phim tương ứng với đoạn giữa của khoảng tuyến tính, hay nói cách khác là độ đen trắng trên phim tỷ lệ thuận với mật độ các cấu trúc trong cơ thể. Trong khi chụp, nếu chọn các yếu tố điện không phù hợp với khoảng tuyến tính của đường cong H & D, ảnh sẽ trắng quá hay đen quá và khó sử dụng cho chẩn đoán. Đường cong H & D biểu hiện bản chất vật lý của quá trình tương tác bức xạ tia X với hình ảnh ghi được trên phim, về mặt toán học, đường cong 3B là kết quả vi phân của đường cong tích phân 3A. về mặt vật lý, đường cong 3B biểu thị sự phân giải, hay sự rõ nét của hai hình ảnh ghi được. Sự phân giải là khả năng tách hai điểm gần nhau của ảnh, ở đây là độ tương phản của ảnh âm bản lưu lại trên phim.

Trong kỹ thuật Xquang cổ điển còn một vấn đề nữa cần lưu ý: dù chúng ta đã chọn các yếu tố điện tối ưu (kilovolts và milliamperes) đối với một cấu trúc trên bệnh nhân, hình ảnh ghi nhận được của cấu trúc đó trên phim hay trên màn huỳnh quang, cũng chỉ ở mức độ thấp. Trong máy CT, nhò sử dụng những bộ máy dò tách sóng tuyến tính (linear detectors) và xử lý bằng vi tính, người ta có thể phát huy đến mức tối đa khả năng thể hiện sự tương phản trắng – đen của các tia ca tốt hiện đại nhò các bộ phận theo dõi (modern cathod ray tube monitor). Đó là kỹ thuật mở cửa sổ (windowing). Ví dụ ta chọn các yếu tố điện để chụp theo các thông Số ở B trong hình 15, ta có thể ghi hình tương phản DB, nhưng cũng có thể ấn định bất kỳ trị sô’ nào trong toàn bộ bậc thang trắng – đen tuỳ theo ý muốn.

Tóm lại, Xquang cổ điển có những nhược điểm chính sau đây:

  1. Sự chồng chất các dữ kiện 3 chiều lên nhau để ghi hình, trở thành các dữ kiện hai chiều, và đã bỏ sót, không thể hiện nổi các cấu trúc giải phẫu có độ tương phản cản quang thấp.
  2. Hiện tượng tán xạ đã làm lu mờ các cấu trúc giải phẫu có độ tương phản cản quang thấp.
  3. Các tấm phim tiếp nhận tia phi tuyến hạn chế khả năng biểu hiện các tương phản cản quang cao và thấp, người vận hành máy không thể điều chỉnh mức độ tương phản cản quang.

CHỤP CẮT LỚP CỔ ĐIỂN

Chụp cắt lớp nhằm hạn chế hiện tượng chồng chất các hình ảnh ba chiều để chuyển thành hai chiều. Nguyên tắc được áp dụng là di chuyển bóng phát tia X và tấm phim, sao cho mối tương quan của chúng khiến hình ảnh các cấu trúc trong cơ thể bệnh nhân bị mờ đi. Tuy nhiên có một mặt phẳng trong cấu trúc giải phẫu của bệnh nhân vân giữ được mối liên quan thích hợp với tấm phim nên hình ảnh ghi được không bị mờ. Như vậy chiều thứ ba trong không gian (tương ứng với bề dầy cơ thể .bệnh nhân) đã bị bỏ qua mà chỉ có một mặt phẳng được ghi hình với đầy đủ độ tương phản và với ranh giới rõ ràng. Tuy nhiên hiện tượng tán xạ vẫn còn đó và vẫn là một hạn chế trong hệ thống phi tuyến. Các mặt hạn chế của kỹ thuật chụp cắt lớp cổ điển có thể tóm tắt như sau:

  1. Các mặt phẳng ta không muốn ghi hình vẫn không bị làm mờ hẳn đi được. Các mặt phang ở gần lớp cắt sẽ ảnh hưởng đến hình ảnh ta muốn ghi nhiều hơn các mặt phẳng xa lớp cắt.
  2. Ngay tại lớp cắt vẫn có một Số chi tiết bị mờ vì theo lý thuyết chỉ một lớp cực kỳ mỏng được xác định làm mục tiêu để ghi hình rõ. Nhược điểm này có thể được khắc phục một phần bằng cách chụp cắt lớp mỏng (thin section tomography). Hình ảnh ngay trong lát cắt có thể bị mờ do máy rung khi vận hành.
  3. Tuy những cấu trúc không muốn ghi hình sẽ mờ đi, nhưng chúng vẫn tạo ra một cái nền như sương mù, vì vậy nó làm giảm độ tương phản cản quang ngay trên lát cắt ta đã chọn để ghi hình.
  4. Do toàn bộ một khu vực của cơ thể bị chiếu tia nên sản sinh ra một lượng tán xạ lớn có hại cho bệnh nhân.

CHỤP CẮT LỚP XỬ LÝ BANG VI TÍNH (CT)

CT là kỹ thuật chụp Xquang cắt lớp mà các kết quả được xử lý bằng vi tính: Computed Tomography.

Các nguyên tắc hoạt động chính của CT như sau:

  1. Dùng một chùm tia X mỏng, xoè như cái quạt, chỉ quét một lớp mỏng để tránh hiện tượng chồng chất hình ảnh.
  2. Hạn chế tán xạ xuống mức tối thiểu bằng cách nắn các tia thành song song trong những khôl tương đối mỏng.
  3. Sử dụng các bộ máy dò, tách sóng tuyến tính, với chức năng mở cửa sổ nhờ máy vi tính.

Thành cồng trong chẩn đoán ở đây, là ghi lại hay truyền đạt thật tốt các thông tin và sự phân bố” các cấu trúc khác nhau trong cơ thể bệnh nhân. Trong Xquang cổ điển, chùm tia sau khi xuyên qua cơ thể bệnh nhân được ghi lại trực tiếp trên phim có kết hợp với tấm tăng quang. Nhưng hình ảnh ghi được không đạt chất lượng do hiện tượng chồng chất hình ảnh như đã đề cập trên đây. Hình ảnh lý tưởng là sự tổng hợp từng điểm một trong cấu trúc cơ thể đã có tia X xuyên qua.

CT là kỹ thuật cố gắng hoàn thiện cách ghi hình theo hướng đó bằng những lát cắt phẳng và mỏng (slices) của bộ phận cần chụp. Lát cắt đó có bề dầy z trong 16, chùm tia X chỉ đi qua một lớp mỏng đó, do đó hiện tượng chồng chất hình ảnh và tán xạ được hạn chế đến mức tối thiểu nhưng vẫn không bị loại trừ hẳn. Đặc tính các cấu trúc trong lát cắt được biểu diễn thành từng ô gọi là yếu tố (elements) có kích thước X và Y như trong hình 16, đó là yếu tố hình ảnh (pixel = picture element).

Pixel có bề dầy z, nên được gọi là yếu tố khối lượng (voxel = volume element). Trong thực tế, một lát cắt là sự thể hiện một ma trận (matrix array) của các pixel. Hãng EMI, một tổ hợp công nghiệp đa quốc gia chuyên về đồ chơi và nhạc cụ điện tử, là nhà sản xuất đi đầu chê tạo máy CT trên thê giới vào đầu thập niên 70, đã chia ma trận một lát cắt thành 80 X 80 ô có diện tích 3×3 mm với z = 13 mm. Đó là máy CT thế hệ đầu tiên. Các máy CT hiện nay có 256 X 256 hay có khi 512 X 512 ô với z < 1 mm. Tuy nhiên trong nhiều trường hợp Số lượng pixels không phải là điều quyết định chất lượng các thông số’ mà chính là mỗi pixel phản ánh thông tin về bao nhiêu diện tích và khôl lượng trong cơ thể bệnh nhân.

  • Chỉ số suy giảm (attenuation) và algorithm

Đặc tính của các mô phản ảnh trong mỗi pixel chính là khả năng làm suy giảm tia X (attenuation) của mô đó. Có thể hiểu sự suy giảm là lấy bớt photons của chùm tia X. Sự suy giảm là do các mô hấp thu tia X và hiện tượng tán xạ. Khả năng làm suy giảm chùm tia của các mô rất khác nhau và bị chi phối bởi số” lượng nguyên tử và mật độ của mô đó. Chỉ số suy giảm đó (attenuation coefficient) thường được đánh sô’ để thể hiện mức độ cản quang, ví dụ độ cản quang của xương là + 1000 (mầu trắng trên phim), không khí là – 1000 (mầu đen trên phim). Các con số’ trung gian giữa +1000 và – 1000 tạo thành thang Hounsfield. Cách gọi này là nhằm tôn vinh kỹ sư Geoffrey N. Hounsfield làm việc trong tổ hợp EMI, tại Midlesex thuộc nước Anh, người đã phát minh máy CT năm 1972. Thông thường người ta gọi các trị Số trong thang Hounsfield là “trị Số CT” (CT numbers). Để có ý niệm bằng cách nào định được trị Số CT trong mỗi pixel, ta lấy ví dụ trong hình 17. Ma trận 3×3 chứa đựng 9 pixels, mỗi pixel có khả năng làm suy giảm tia X chưa được xác định. Nếu tia X đi theo chiều A, cuối cùng ta xác định được con số’ 12, là trị số có được khi tổng hợp các mức độ suy giảm tia X sau khi đã xuyên qua tất cả các pixels dọc đường đi của nó. Các tia đi theo hướng B và c cho các trị số 7 và 4. Sau đó ta chiếu tia X theo các hướng D, E và F thẳng góc với các hướng trước đó và có được các trị Số 9,8 và 6. Khi tổng hợp các kết quả trên đây ta đã có thể tái tạo các trị Số của các pixels đó. Trong trường hợp một ma trận 512 X 512 khi chùm tia quét đủ một vòng quanh đầu, ta hình dung khối lượng tính toán mà máy vi tính cần thực hiện để có thể tái tạo hình ảnh. Mô hình tính toán đó được gọi là algorithm.

Trong máy CT thế hệ thứ nhất (máy EMI Mark I) chùm tia X phát ra chỉ nhỏ như cái bút chì và mỏng, nó xoay vòng tròn 180° bằng cách nhích đi từng độ một. Vì vậy thực hiện một lát cắt cần đến 5 phút rưỡi – 6 phút, trong thời gian đó đầu bệnh nhân khó lòng mà bất động, nên hình ảnh thường bị mò.

Trong các máy CT thế hệ thứ hai số lượng chùm tia X như cái bút chì tăng lên 3, rồi 10, vê sau lên 20. Nhờ vậy thực hiện một lát cắt chỉ còn kéo dài không đến 20 see. Máy CT thế hệ thứ ba có chùm tia X xoè rộng như cái quạt bao trùm cả đầu bệnh nhân và đổi diện với bộ máy dò, trong các máy hiện đại có tới 600 bộ máy dò được bố trí như vậy, nên một lát cắt chỉ kéo dài vài see.

  1. GHI HÌNH CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN

Mười năm sau khi máy CT ra đời, kỹ thuật ghi hình dựa trên hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân bắt đầu được dùng để giúp chẩn đoán bệnh năm 1982. Mọi việc bắt nguồn từ giải Nobel vật lý học tặng cho Bloch và Purcell vì đã phát minh hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân năm 1952. Nhưng thực ra còn phải chò thêm 20 năm sau đó, Larturbur (1973) mới chứng minh các thông tin trong không gian có thể mã hoá trong một tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân.

Ghi hình cộng hưởng từ hạt nhân (Magnetic Resonance Imaging – MRI) dựa trên cơ sở vật lý học hoàn toàn khác so với CT. Tuy nhiên CT và MRI hoạt động theo cùng một nguyên tắc: một chùm năng lượng phóng xạ được phát xuyên qua cơ thế bệnh nhân và khi chùm năng lượng đó ra khỏi cơ thể nó được ghi lại bằng bộ máy dò. Trong MRI năng lượng phóng xạ là tần số vô tuyến điện, trái lại trong CT năng lượng đó là tia X. Cũng như trong CT, phần năng lượng máy dò ghi được phụ thuộc vào nhiều thông số khác nhau của các mô. MRI ghi hình được sự khác biệt cản quang rất nhỏ là điều mà CT không làm nổi. So với chụp cắt lớp cô điên CT là một tiến bộ lớn, nhưng MRI còn là một tiến bộ lớn hơn nữa nếu so với CT. Cơ sở vật lý học của MRI là quá trình cộng hưởng từ hạt nhân gồm có 4 giai đoạn:

Sắp hàng hạt nhân, để chuẩn bị (preperatory alignement)

Kích thích hạt (excitation)

Ghi nhận tín hiệu (signal detection)

Tạo hình ảnh   (image generation)

Sơ đồ cấu hình một máy MRI được thể hiện trong hình 19 (Xem ghi chú về các loại nam châm ở cuối bài).

  • Sắp hàng hạt nhân

Mọi vật chất đều cấu tạo bởi phân tử và nguyên tử. Trong nguyên tử có hạt nhân gồm một số protons và neutrons. Do mỗi hạt nhân có đặc tính spin (xoay) nên tạo ra một từ trường quanh nó: mômen từ (magnetic moment). Ngoài chuyển động chung quanh hạt nhân, electron còn tham gia chuyển động riêng, liên quan đến sự vận động nội tại của electron (inherent spin). Trong một hạt nhân, nếu Số lượng protons và neutrons đều chẵn (even – even nucleus), mômen từ spin = 0. Trái lại các hạt nhân có Số lượng protons và neutrons đều lẻ (odd – odd nucleus) có từ trường mạnh hơn nhiều và thích hợp để ghi hình nhất, như hạt nhân hydrogen có nhiều trong cơ thể dưới dạng nước. Ta hiểu ngay MRI nhậy cảm hơn CT nhiều , vì thành phần nước trong các mô khác nhau rất nhiều, trái lại khả năng làm suy giảm tia X của các mô không có độ chênh lệch nhiều như vậy. [2]

Những vấn đề chính trong giai đoạn sắp hàng hạt nhân có thể tóm lược như sau:

  1. Mỗi hạt nhân trong môi trường vật chất đều có một mômen từ tạo ra bởi spin nội tại của hạt nhân đó.
  2. Các hạt nhân đều sắp xếp một cách ngẫu nhiên và từ trường của chúng triệt tiêu lẫn nhau, do đó không có từ trường dư ra để có thể ghi nhận được.
  3. Khi có một từ trường mạnh tác động từ bên ngoài, các mômen từ của hạt nhân sẽ sắp hàng song song với hướng của từ trường (parallel) hoặc song song ngược lại (antiparallel), ngoài ra chúng còn chuyển động dần chung quanh hưống của từ trường bên ngoài đó.
  4. Các vectơ từ hạt nhân sắp hàng song song cùng chiều với hướng từ trường bên ngoài có số lượng lớn hơn các vectơ từ hạt nhân sắp hàng ngược chiều và chúng không thể triệt tiêu nhau hết. Do đó có mạng lưới từ hoá theo hướng của từ trường bên ngoài.
  5. Các vectơ tạo ra hiện tượng từ hoá chủ yếu theo hướng của từ trường bên ngoài. Đó là trạng thái cân bằng (relaxed state) (hình 20)
  6. Trong trạng thái cân bằng không có một tín hiệu nào có thê được ghi nhận. Khi trạng thái cân bằng đó bị xáo trộn sẽ có tín hiệu được hình thành.

Có một hiện tượng cần chú ý. Khi có từ trường tác động từ bên ngoài, không những các vectơ từ hạt nhân xếp hàng song song mà còn chuyển động quanh từ trường đó. Mối tương quan của tần sô’ chuyển động đó với từ trường bên ngoài tác động vào được thể hiện bởi phương trình Larmor:

K=KB0

Trong đó B0 là độ lớn của từ trường bên ngoài, K là hằng Số riêng cho mỗi hạt nhân (gyromagnetic ratio constant). K của hydrogen là 42,56 mHz (megahertz) cho một Tesla. Tesla là đơn vị sức mạnh từ trường, một Tesla = 10.000 gauss. Từ trường tự nhiên quanh trái đất đạt khoảng 0,5 gauss.

  • Kích thích hat nhân

Độ lớn của mạng lưới từ hoá liên quan với Số lượng hạt nhân hydrogen có trong một khối lượng mô (proton density). Hướng của mạng lưới từ hoá có thể bị lệch đi khi ta bổ sung năng lượng bằng một xung tần Số vô tuyến thích hợp (RF = Radiofrequency pulse). Năng lượng bổ sung đó sẽ đẩy các véctơ từ hoá ra khỏi cách sắp hàng tạo ra bởi từ trường ban đầu.

Khi RF kết thúc, các proton hydrogen sẽ trở lại sắp hàng theo hướng của từ trường bên ngoài, đồng thời phóng thích năng lượng đã dùng để đẩy chúng ra khỏi cách sắp hàng ban đầu. Tốc độ các proton trở về cách sắp hàng ban đầu phụ thuộc vào năng lượng được phóng thích. Ta tạm gọi hiện tượng này là khôi phục từ tính theo chiều dọc (longitudinal relaxation). Thời gian cần thiết cho 63% vectơ khôi phục từ tính theo chiều dọc được gọi là Tl (longitudinal relaxation time).

Có một hiện tượng khôi phục từ khác xẩy ra theo mặt phẳng ngang chung quanh trục của từ trường. Vectơ từ hoá theo mặt phẳng ngang là tổng của những hạt nhân chuyển động theo những tần số hơi khác nhau nhưng lại cùng chịu ảnh hưởng của xung RF (hiện tượng cô’ kết = coherence). Độ lớn của vectơ từ trường ngang và tín hiệu nó tạo ra giảm đi khi các hạt nhân xoè ra trong măt phẳng ngang (loose coherence). Thời gian cần để có 63% loose coherence hay khôi phục từ tính theo chiều ngang gọi là T2 (transverse relaxation time).

 

Cần nhấn mạnh tín hiệu ghi nhận trong MR (magnetic resonance) bao giờ cũng phụ thuộc hoàn toàn vào mức độ từ hoá theo chiều ngang. Có thể nói Tl là thời gian để khôi phục 63,2% hiện tượng từ hoá theo chiều dọc, và T2 là thời gian cần để giảm tín hiệu xuống bằng 36,8% trị Số ban đầu của nó. Con Số 36,8% không phải được chọn tuỳ tiện mà đơn giản nó là Số nghịch đảo của cơ số E = 2,718 (1:2,718 = 0,368) và Số bổ túc của nó 63,2% giúp đơn giản hoá các phương trình toán học. Có thể nói trị sô’ T2 bằng xấp xỉ 1/10 trị số Tl trong các mô sinh vật. Tl tính bằng trăm milliseconds, T2 tính bằng chục milliseconds.

Mỗi loại mô có Tl và T2 riêng, nghĩa là từ tính của chúng đủ khác nhau để có thể nhận diện bằng những hình ảnh cộng hưởng từ đặc trưng.

  • Ghi nhận tín hiệu

Khi các proton trở lại sắp hàng như cũ, do ảnh hưởng từ trường bên ngoài, chúng phóng thích năng lượng dưới dạng “tín hiệu” tần Số vô tuyến. Cường’ độ phát ra từ một đơn vị khối lượng mô được thể hiện trên một thang mầu từ trắng đến đen, trên đó mầu trắng là cường độ tín hiệu cao, mầu đen là không có tín hiệu. Cường độ tín hiệu của một loại mô phụ thuộc vào thời gian khôi phục từ tính TI và T2, mật độ protons của nó.

  • Tạo hình ảnh

Hình ảnh cộng hưởng từ hạt nhân được ghi lại nhò thể hiện Tl và T2 của các cấu trúc trong cơ thể. Tl tạo ra tín hiệu MRI mạnh và cho thấy hình ảnh các cấu trúc giải phẫu. Với Tl: dịch não tuỷ, lớp vỏ xương (cortical bone), không khí và máu lưu thông với tốc độ cao, tạo ra những tín hiệu không đáng kể và thể hiện
mầu sẫm. Chất xám và chất trắng thể hiện bằng mầu xám khác nhau, chát xám đậm hơn. Với TI mô mỡ thể hiện bằng mầu rất sáng, đó là lợi thế rất lớn đê ghi hình mô mỡ trong hốc mắt, mô mở ngoài màng cứng tuỷ sống và tuỷ xương của cột sống. Máu tụ mạn tính có cường độ tín hiệu cao và tạo hình ảnh màu trắng. Các chi tiết trong sọ và của cột sống có thể được ghi hình một cách lý tưởng VỚI Tl, cụ thể để khảo sát góc cầu tiểu não và hố yên. Được như vậy là nhò các cấu trúc đó tương phản với dịch não tuỷ thê hiện băng mâu sậm hơn. Tuy nhien neu sự khác biệt hàm lượng nước trong các mô không lớn thì độ nhậy cua hình ảnh Tl cũng không cao. Do đó nó có thể không ghi hình được các thương tổn nhỏ không đủ gây xê dịch các cấu trúc giải phẫu.

Trái lại với các hình ảnh T2 ta thể hiện dễ dàng những khác biệt rất nhỏ về hàm lượng nước trong cấu trúc cần khảo sát. Những khu vực có hàm lượng nước cao (phù nào) được thể hiện bằng cường độ tín hiệu cao (mầu trăng) nôi bật trên một nền mầu sậm hơn. Vì thiếu tín hiệu của mô nền (background tissue), nên T2 không thể hiện được các chi tiết giải phẫu một cách sắc sảo như TI có thê làm. Dù sao T2 vẫn nhậy cảm hơn khi ghi nhận các khác biệt nhỏ về hàm lượng nước trong các mô. Đó là lý do tại sao MRI hơn hẳn CT khi phát hiện các bệnh lý trong não và tuỷ sống. Khi ghi hình với T2, hàm lượng nước trong mô sẽ tạo tín hiệu cường độ cao nhất, do đó dịch não tuỷ là yếu tô nôi bật phát tín hiệu sáng nếu so sánh với chất xám và chất trắng. Lớp vỏ xương, không khí và máu lưu thông với tốc độ cao vẫn tạo ra những tín hiệu không đáng kê (mầu đen). Hình ảnh mô mỡ được ghi với T2 có cường độ tín hiệu thấp hơn so với Tl. Những khu vực huỷ myelin, phù, nhồi máu hoặc có mô u thâm nhiễm có hàm lượng nước cao (nhiều nguyên tử hydrogen), do đó sẽ tạo ra cường độ tín hiệu cao hơn so với các mô chung quanh.

Một ưu thê’ tuyệt đối của MRI so với tất cả các kỹ thuật ghi hình khác là có thể ghi hình theo tất cả các bình diện khác nhau (axial or horizontal, sagittal, coronal or frontal, oblique) mà không cần thay đổi tư thế nằm ngửa của bệnh nhân. Có thể ghi hình các cấu trúc trong sọ và trong ông sống vì xương bao bọc chung quanh không phát ra tín hiệu. Khi khảo sát não ta thường ghi hình theo mặt phẳng axial, sagittal và coronal, trong đó mặt phẳng axial hay được dùng nhất. Ghi hình theo tư thế coronal cung cấp thông tin tốt nhất khi khảo sát vùng hố yên và cạnh hố yên. Các hình ảnh theo tư thế axial và coronal có thể đối chiếu nhau để so sánh và hình dung thương tổn tốt hơn. Các hình ghi theo tư thế sagittal có tác dụng rất tốt để khảo sát các thương tổn đường giữa của não, như u tuyến yên, u tuyến tùng, u thân não, teo thuỳ giun, tràn dịch não thất do lưu thông dịch não tuỷ tắc và các dị tật bẩm sinh khác.

Trong MRI ở hệ thần kinh trung ương chất Gadolinium (Gd) được dùng dưới dạng dung dịch tiêm tĩnh mạch để tăng cường cản quang. Gd là một yếu tố đất hiếm, nặng. Hợp chất tạo chilat của nó có đặc tính thuận từ (paramagnetism) nghĩa là trong từ trường ngoài, chất này bị từ hoá và tạo ra từ trường cùng phương với từ trường ngoài. Gd tự do có độc tính, nhưng với chất tạo chilat như Diethylenetriamine Pentaacetic Acid (DTPA) nó sẽ biểu lộ tính thuận từ. Khi xâm nhập mô, hợp chất này làm thời gian Tl giảm mạnh nên cương độ tín hiệu tăng lên. Gd sẽ di chuyển từ lòng mạch ra ngoài tại những khu vực không có hàng rào máu – não hay hàng rào này bị gián đoạn. Trong u não, các khu vực nhiêm trùng hay nhồi máu não thường thấy tổn thương hàng rào máu – não. Gd DTPA là chất cản quang thông dụng trong MRI và trên 5 triệu lượt sử dụng đến năm 1995 chỉ gặp rất ít trường hợp phản ứng nhẹ kiểu dị ứng. Các chất cản quang thuận từ tăng độ nhậy của MRI để ghi hình một Số quá trình bệnh lý, đặc biệt là các u nhỏ. Tuyến yên, vùng infundibulum (phễu), đám rối mạch mạc, tuyên tùng và các nêp gấp của màng cứng, vì không có hàng rào máu – não, nên bình thường cũng ngấm chất cản quang Gd. Máu trong các tĩnh mạch vỏ não và trong xoang hang vì chảy chậm nên cũng tăng cản quang khi có Gd.

Chống chỉ định ghi hình MRI là khi trong phần mềm cơ thể có sắt từ tính (cobalt, sat, nickel …) ví dụ clips trong não, dị vật kim loại nội nhãn vì chúng có thê di chuyển khi từ trường thăng giáng và gây tổn thương tại các mô đó. Các pacemakers cũng sẽ hoạt động rối loạn trong từ trường, và các miếng ghép kim loại lớn sẽ sinh nhiệt cảm ứng (magnetic induction). Hiện nay người ta không chụp MRI cho phụ nữ có thai, vì chưa biết rõ tác dụng của từ trường và sóng vô tuyến điện đối với thai nhi. Những người mắc chứng claustrophobia (lo sợ khi ở trong một khoảng không gian đóng kín) cũng không chụp MRI được vì muôn có phim MRI tốt bệnh nhân cần bất động trong 10 – 15 phút. Các thiết bị điện tử theo dõi bệnh nhân (monitoring) cũng bị hạn chế bởi từ trường nên việc theo dõi bệnh nhân nặng và có tình trạng bất ổn trở nên khó khăn trong khi chụp MRI.

MRI là kỹ thuật ghi hình nhậy nhất đôi với các thương tổn ở hệ thần kinh trung ương trừ hai trường hợp: chẩy máu cấp tính trong sọ và các đám ngấm vôi. Một ưu thế của MRI là không có hình ảnh giả tạo do các xương bao bọc mô não tạo nên như ở hố sau. MRI còn có khả năng ghi hình theo nhiều bình diện mà không cần thay đổi tư thế đầu bệnh nhân, nên nó giúp khảo sát khu vực hố yên và chung quanh đó rất tốt. Để khảo sát các trường hợp huỷ myelin như xơ cứng rải rác, thiếu máu cục bộ ở não, sa sút trí tuệ, nguyên nhân và vị trí tắc nghẽn lưu thông dịch não tuỷ gây tràn dịch não thất, người ta chụp MRI không có cản quang. Đối với u.não ở trẻ em, MRI cũng trở thành một cách ghi hình thường quy. Đốì với các dị dạng bẩm sinh ở não, MRI tỏ ra đặc biệt chính xác như: khuyết thể trai bẩm sinh (agenesis of the corpus callosum), dị tật Chiari, dị tật trong quá trình hình thành não, tai biến mạch máu não ở trẻ em.

Hai ứng dụng đáng quan tâm của MRI: MRA (Magnetic Resonance Angiography) và MRS (Magnetic Resonance Spectrography).

MRA hay Mạch não đồ cộng hưởng từ.

Máu đang chẩy làm mâ’t tín hiệu cộng hưởng từ và hiện tượng này được dùng để ghi giải phẫu hệ mạch máu. Kỹ thuật này dựa trên hiện tượng MR liên tiếp theo thứ tự khác nhau (sequences) bao gồm GRE (gradient refocused echo) và MUA. Với những tiến bộ về công nghệ MR, nay ta có thể ghi hình hệ tuần hoàn trong não giống như làm mạch não đồ, dù không cần tiêm chất cản quang vào hệ tuần hoàn.

MRS hay Ghi quang phổ cộng hưởng từ.

Kỹ thuật này cho phép đánh giá tình hình chuyển hoá ở những khu vực khác nhau trong não và có thể giúp ích để lượng định tình trạng những bệnh nhân động kinh thái dương, bệnh Alzheimer, các ư não, xác định tình trạng chêt não.

Do những thông tin ta cần thu thập, do thời gian cần thiêt để có những thông tin đó, do thương tổn ta cần xác định để có chẩn đoán, chúng ta sẽ quyết định sử dụng MRI hay CT, hay kết hợp cả hai kỹ thuật đó.

Ngoài ra, hiện nay còn những kỹ thuật ghi hình khác giúp ích rất nhiều trong chuyên khoa Thần kinh cả Nội và Ngoại như:

Mạch não đồ kỹ thuật số khử hình ảnh xương (Digital Subtraction Angiography – DSA) ngoài khả năng ghi hình các mạch máu não rất rõ, tinh vi, theo ba chiều không gian và tái tạo hình ảnh để xoay chuyển theo nhiều góc độ, kỹ thuật này còn loại trừ hình ảnh các khổi xương dầy đặc ở sọ vốn che lấp hình ảnh các mạch trong não, ví dụ xương đá.

Chụp não với đồng vị phóng xạ (Gamma Encephalography). Chất đồng vị phóng xạ thường dùng là Technetium 99mTC (lấy từ Molibden”), mỗi lần uống hoặc tiêm tĩnh mạch 5 – 10 mCi, tuy liều hơi cao nhưng phóng xạ đối với cơ thê chỉ bằng 1% so vói dùng 203Hg hay 131I. Hiện nay kỹ thuật này ít được dùng .

Ghi hình cộng hưởng từ chức năng (fMRI orFunctional MRI)

Là một cách ghi hình bằng kỹ thuật cộng hưởng từ nhằm biểu hiện các chức năng của mô não hơn là hình thái các mô đó: như tình trạng máu lưu thông trong mô não, khối lượng tuần hoàn trong não. Hình ảnh tương phản (contrast) ghi nhận được là các tác động kết hợp sự lưu thông máu, khối lượng máu và oxy hoá hemoglobin. Tác nhân tạo hình ảnh tương phản được goị là BOLD (viết tắt của Blood Oxygenation level Dependence). Đây là một kỹ thuật đang được sử dụng ngày càng nhiều vì nó không xâm phạm (non invasive) và bệnh nhân không bị nhiễm tia ion hoá [3].

PET (Positron Emission Computed Tomography).

PET là kỹ thuật dò các positron gắn vào các chất chuyển hóa, chủ yếu là glucose. Sau khi tiêm chất phóng xạ vào tĩnh mạch ta dò bằng máy nhấp nháy để theo dõi và biết được các chất chuyển hoá có gắn đồng vị phóng xạ tăng hay giảm. Khó khăn lớn nhất là giá trị của máy cyclotron và phí tổn duy trì hoạt động để phát ra positron rất cao (năm 1995: 5 triệu USD), trong khi những chỉ định dùng máy này lại tương đối hẹp.

Ghi chú về các loại nam châm trong cấu hình MRI

Thông thường có ba loại nam châm được lắp đặt trong các máy MRI: nam châm vĩnh cửu (permanent magnet), nam châm điện trở (resistive magnet), nam châm siêu dẫn (superconducting magnet). Ba loại có đặc trưng khác hẳn nhau, do đó khả .năng tạo từ trường mạnh, ổn định, đồng nhất cũng khác nhau dù đó là ba điều kiện cần có để máy MRI hoạt động tốt:

Nam châm vĩnh cửu tương đối an toàn và ít ảnh hưởng đến các vật dụng có sắt, loại cố định, như dầm thép trong nhà, ống nước, pacemaker và loại di động như xe lăn, thang máy. Giá thành nam châm vĩnh cửu tương đối thấp và chi phí bảo trì rẻ, nhưng nó quá nặng (10.000 pounds!!). Tuy có thể tháo ròi để vận chuyển, nhưng đó là một trở ngại khi lắp đặt.

Nam châm điện trở ngày càng thông dung, giá rẻ, chi phí bảo hành thấp và khả năng ghi hình tốt.

Nam châm siêu dẫn hoạt động ở nhiệt độ rất thấp (gần độ không tuyệt đối). Trong điều kiện đó, nhiều kim loại hầu như không còn điện trở, nên có khả năng truyền tải dòng điện lớn để tạo ra từ trường lớn. Các máy MRI ở đây thường hoạt động với từ trường 0,5 đến 0,2 Tesla, nhưng có khi đến 4,0 Tesla. Các cuộn dây cảm điện được ngâm trong helium lỏng, chung quanh có chân không bao bọc và ngoài cùng ngâm trong nitrogen lỏng. Ưu thế của loại cấu hình này là tạo từ trường mạnh, tính ổn định và đồng nhất rất cao.

Giá lắp đặt loại máy này và chi phí bảo trì hệ thống lạnh rất đắt

Hỏi đáp - bình luận