Thiết kế một số bài thí nghiệm mô phỏng sự tạo ảnh của các thiết bị chẩn đoán hình ảnh y học

Các bức xạ trên có thể là bức xạ điện từ X quang, CT, bức xạ hạt nhân y học hạt nhân – SPECT, PET, bức xạ radio cộng hưởng từ hạt nhân MRI, sóng siêu âm ảnh siêu âm…, trên cơ sở các bức

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA

-o0o -

VÕ NHƯ NHƯ

THIẾT KẾ MỘT SỐ BÀI THÍ NGHIỆM

MÔ PHỎNG SỰ TẠO ẢNH CỦA CÁC THIẾT BỊ

CHẨN ĐOÁN HÌNH ẢNH Y HỌC

LUẬN VĂN THẠC SĨ

CHUYÊN NGÀNH: KỸ THUẬT LASER

MÃ SỐ: 2.07.07

THÀNH PHỐ HỒ CHÍ MINH

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA ĐẠI HỌC QUỐC GIA TP HỒ CHÍ MINH

Cán bộ hướng dẫn khoa học: TS HUỲNH QUANG LINH

Cán bộ chấm nhận xét 1 :

Cán bộ chấm nhận xét 2 :

Luận văn thạc sĩ được bảo vệ tại HỘI ĐỒNG CHẤM BẢO VỆ LUẬN VĂN THẠC SĨ

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA, ngày tháng năm 2005

Có thể tham khảo luận văn này tại thư viện trường Đại học Bách Khoa – Đại học Quốc Gia thành phố Hồ Chí Minh

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA

PHÒNG ĐÀO TẠO SĐH

-

CỘNG HOÀ XÃ HỘI CHỦ NGHĨA VIỆT NAM

Độc Lập – Tự Do – Hạnh Phúc -

Tp HCM, ngày tháng năm 2005

NHIỆM VỤ LUẬN VĂN THẠC SĨ Họ tên học viên : VÕ NHƯ NHƯ Phái : Nam

Ngày, tháng, năm sinh : 24 – 11 – 1976

Nơi sinh : Thành phố Hồ Chí Minh

Chuyên ngành : KỸ THUẬT LASER MSHV :KTLS13 - 006

I-TÊN ĐỀ TÀI

THIẾT KẾ MỘT SỐ BÀI THÍ NGHIỆM MÔ PHỎNG SỰ TẠO ẢNH CỦA CÁC THIẾT BỊ CHẨN ĐOÁN HÌNH ẢNH Y HỌCII- NHIỆM VỤ VÀ NỘI DUNG

2.1 Nhiệm vụ của đề tài

Xây dựng các chương trình mô phỏng bao gồm:

2.2.1 Chương trình mô phỏng sự tạo ảnh X quang bằng phương pháp Monte Carlo

2.2.2 Chương trình mô phỏng sự tạo ảnh cắt lớp và tái tạo ảnh cắt lớp bằng thuật toán Back Projection Tomography

2.2.3 Chương trình mô phỏng sự tạo ảnh MRI và khảo sát ảnh hưởng các thông số đặc trưng lên chất lượng ảnh

2.2.4 Chương trình mô phỏng sự tạo ảnh siêu âm

2.2 Nội dung

Tìm hiểu về nguyên tắc tạo ảnh của các phương pháp: X – quang, siêu âm, CT, MRI Trên cơ sở lý thuyết tạo ảnh đó và các chương trình mô phỏng để xây dựng các bài thí nghiệm phục vụ cho công tác đào tạo của chuyên ngành vật lý kỹ thuật y sinh

III- NGÀY GIAO NHIỆM VỤ

IV- NGÀY HOÀN THÀNH NHIỆM VỤ

V- HỌ VÀ TÊN CÁN BỘ HƯỚNG DẪN : TS HUỲNH QUANG LINH

CÁN BỘ HƯỚNG DẪN

TS HUỲNH QUANG LINH

CHỦ NHIỆM NGÀNH

PGS.TS TRẦN MINH THÁI

BỘ MÔN QUẢN LÝ CHUYÊN NGÀNH

TS HUỲNH QUANG LINH

Nội dung và đề cương luận văn thạc sĩ đã được Hội Đồng Chuyên Ngành thông qua

PHÒNG ĐÀO TẠO SĐH Ngày tháng năm 2005 KHOA QUẢN LÝ NGÀNH

LỜI CAM ĐOAN

Tôi xin cam đoan đây là công trình nghiên cứu của riêng tôi Các số liệu, kết quả nêu trong luận văn là trung thực, chính xác và chưa từng được công bố trong bất kỳ công trình nghiên cứu nào khác

Tác giả luận văn

Võ Như Như

Để hoàn thành khóa cao học và thực hiện luận văn tốt nghiệp này, tôi đã nhận được sự giúp đỡ hướng dẫn về

chuyên môn cũng như sự hỗ trợ về mọi mặt của nhiều

giáo sư, đồng nghiệp và gia đình Tự đáy lòng mình, tôi

xin bày tỏ lòng biết ơn đối với:

TS Huỳnh Quang Linh, đã tận tình hướng dẫn, giúp đỡ trong suốt quá trình học tập, nghiên cứu và cố

vấn về chuyên môn cũng như hoàn thiện nội dung, hình

thức của luận văn này

Tập thể các anh chị học viên cao học Kỹ thuật laser khóa 13, đã cùng chia sẻ những khó khăn và giúp

đỡ nhiệt tình trong thời gian qua

Cảm ơn em, người vợ đảm đang đã dành hết thời gian chăm sóc gia đình và các con trong suốt quá trình

học tập và thực hiện luận văn

VÕ NHƯ NHƯ LỜI CẢM ƠN

PHẦN 1: LỜI NÓI ĐẦU 1

3.1 TỔNG QUAN VỀ PHƯƠNG PHÁP TẠO ẢNH X-QUANG 3

3.1.2 Sự suy giảm khi tia X đi qua môi trường vật chất 13

3.2 TỔNG QUAN VỀ PHƯƠNG PHÁP TẠO ẢNH SIÊU ÂM 25

3.2.1 Ưùng dụng sóng siêu âm trong y tế 25

3.2.2 Cơ sở vật lý và kỹ thuật của phương pháp tạo ảnh bằng siêu âm 25

3.3 TỔNG QUAN VỀ PHƯƠNG PHÁP TẠO ẢNH X-QUANG CẮT LỚP 40

3.3.2 Chi tiết của hình chiếu và Khai triển Radon 42

3.4 TỔNG QUAN VỀ PHƯƠNG PHÁP TẠO ẢNH MRI 54

3.4.2 Cơ sở vật lý của cộng hưởng từ hạt nhân 54

3.4.3 Nguyên lý tạo ảnh cộng hưởng từ 63

3.4.4 Phương pháp tạo ảnh cắt lớp cộng hưởng từ 64

PHẦN 4: CÁC CHƯƠNG TRÌNH MÔ PHỎNG VÀ CÁC BÀI THÍ NGHIỆM 73

Bài thí nghiệm 1:

Mô phỏng sự tạo ảnh X quang bằng phương pháp Monte Carlo 73

IV Mô tả chương trình mô phỏng sự tạo ảnh X quang bằng ngôn ngữ ANSI C 83

Mô phỏng sự tạo ảnh của thiết bị chẩn đoán siêu âm 96

III Cơ sở lý thuyết tính toán đáp ứng tín hiệu siêu âm truyền trong vật chất 96

IV Mô tả chương trình mô phỏng sự tạo ảnh siêu âm 98

Bài thí nghiệm 3:

Mô phỏng sự tạo ảnh cắt lớp điện toán truyền qua 103

IV Mô tả chương trình mô phỏng sự tạo ảnh cắt lớp CT 106

Bài thí nghiệm 4:

Mô phỏng sự tạo ảnh của thiết bị chẩn đoán hình ảnh cộng hưởng từ (MRI) 114

PHẦN 1: LỜI NÓI ĐẦU

Thiết bị chẩn đoán hình ảnh y học là một trong những lĩnh vực then chốt của ngành

kỹ thuật y sinh hàm chứa những thành tựu hiện đại nhất trong nhiều lĩnh vực liên

ngành, đặc biệt về vật lý ứng dụng, y sinh học hiện đại và công nghệ thông tin

Những thiết bị chẩn đoán hình ảnh ngày nay đã trở thành phổ biến, từ những máy

siêu âm phổ cập có mặt tại mỗi phòng khám cho đến các thiết bị CT, MRI tối tân ở

những bệnh viện lớn; tất cả đều có một đặc điểm chung: đó là những sản phẩm hộp

đen được hoàn thiện đến mức người sử dụng chỉ cần thao tác qua những nút bấm và

chương trình hoàn chỉnh mà không cần phải biết đến nguyên lý hoạt động hoặc cấu

tạo chức năng của chúng, cũng chính vì tính hiện đại và phức hợp của nhiều lĩnh

vực như vậy nên nếu người sử dụng muốn hiểu rõ về thiết bị, cũng không phải dễ

dàng có thể lĩnh thụ làm chủ được nó

Mặt khác, các thiết bị chẩn đoán hình ảnh thương mại thường là những thiết bị hộp

đen theo nghĩa các mạch cấu tạo, các bộ phận chức năng (đầu dò, khuếch đại và xử

lý tín hiệu ) thường được chế tạo thành các module đóng kín, một mặt vì chúng là

sản phẩm công nghệ cao với tính chính xác lớn, một mặt vì chúng là các giải pháp

sản phẩm độc quyền của hãng sản xuất, các phần mềm xử lý chức năng kèm theo

là những sản phẩm công nghệ thông tin mà không có bất cứ một tài liệu nào mô tả

đầy đủ Cho nên trong quá trình đào tạo những kỹ sư kỹ thuật y sinh, là những

người được đào tạo để có thể nắm vững cách vận hành, bảo dưỡng và khai thác

một cách có hiệu quả các thiết bị trên, thường không có đủ điều kiện để thực hành

trên các dạng thiết bị thành phẩm, nên dù có hiểu được lý thuyết nhưng khó nắm

được nguyên lý kỹ thuật cũng như khó có thể hiểu được tường tận sự vận hành

trong thực tế Với lý do đó, việc xây dựng những bài thí nghiệm môn kỹ thuật thiết

bị chẩn đoán hình ảnh y học nói riêng và cho môn kỹ thuật thiết bị y sinh nói

chung, đặc biệt trong điều kiện Việt Nam là một yêu cầu bức thiết cho chương trình

đào tạo ngành kỹ thuật y sinh

Môn thiết bị chẩn đoán hình ảnh y học về cơ bản quan tâm đến 4 dạng thiết bị

chính: thiết bị X quang, thiết bị cắt lớp CT, thiết bị MRI và thiết bị siêu âm Bên

cạnh phần kiến tập mà sinh viên có thể thực hành thao tác, sinh viên cũng cần thiết

nắm vững hơn về bản chất vật lý hiện tượng mà thiết bị sử dụng cũng như các

nguyên tắc xử lý ảnh

PHẦN 2: MỤC TIÊU VÀ NHIỆM VỤ

2.1 MỤC TIÊU

Xây dựng các bài thí nghiệm cho môn kỹ thuật thiết bị hình ảnh y học tận dụng

máy tính để mô phỏng quá trình vật lý tạo ảnh cũng như cách xử lý ảnh đối với 4

dạng thiết bị sau: thiết bị X quang, thiết bị cắt lớp CT, thiết bị MRI và thiết bị siêu

âm

2.2 NHIỆM VỤ

Xây dựng các chương trình mô phỏng bao gồm:

2.2.1 Chương trình mô phỏng sự tạo ảnh X quang bằng phương pháp Monte Carlo

2.2.2 Chương trình mô phỏng sự tạo ảnh cắt lớp và tái tạo ảnh cắt lớp bằng thuật

toán Back Projection Tomography

2.2.3 Chương trình mô phỏng sự tạo ảnh MRI và khảo sát ảnh hưởng các thông số

đặc trưng lên chất lượng ảnh

2.2.4 Chương trình mô phỏng tạo ảnh siêu âm bằng lý thuyết truyền sóng âm

2.3 PHƯƠNG PHÁP NGHIÊN CỨU

Các quá trình mô phỏng được lập trình dựa trên cơ sở các quá trình vật lý và kỹ

thuật của từng thiết bị trên ngôn ngữ lập trình C, Matlab hoặc Java Tận dụng các

nguồn mở và thư viện thu thập được trên Internet và sửa đổi sao cho phù hợp với

mục tiêu đào tạo ở trường

2.4 DỰ KIẾN KẾT QUẢ

Kết quả các bài thí nghiệm trên là những phần mềm với giao diện trực quan hướng

dẫn sinh viên sử dụng đúng theo yêu cầu nắm bắt bản chất của vấn đề Với những

yêu cầu trên các bài thí nghiệm của đề tài sẽ góp phần hoàn chỉnh thực hành của

môn học

PHẦN 3: TỔNG QUAN CÁC VẤN ĐỀ

Các phương pháp chẩn đoán hình ảnh y khoa

Các nguyên lý cơ bản của các phương pháp chẩn đoán hình ảnh là thu nhận, đáp

ứng khác nhau của các bức xạ có khả năng đâm xuyên mô sống Các bức xạ trên

có thể là bức xạ điện từ (X quang, CT), bức xạ hạt nhân (y học hạt nhân – SPECT,

PET), bức xạ radio cộng hưởng từ hạt nhân (MRI), sóng siêu âm (ảnh siêu âm)…,

trên cơ sở các bức xạ tương tác với các môi trường khác nhau tạo ra những đáp ứng

phản hồi khác nhau, tổng hợp cho biết những thông tin về hình dạng cấu trúc, chức

năng phục vụ quá trình chẩn đoán

Chất lượng thông tin của hình ảnh có liên quan đến mức độ gây tổn thương bởi bức

xạ Aûnh X quang có chất lượng tốt hơn nếu liều lượng bức xạ trong bệnh nhân cao,

ảnh cộng hưởng từ có thể có chất lượng cao hơn nếu thời gian thu nhận ảnh dài,

nghĩa là bệnh nhân chịu tác dụng của từ trường lớn trong thời gian dài, ảnh siêu âm

tốt hơn khi năng lượng siêu âm sử dụng cao hơn Liều lượng quá mức để thu được

một ảnh y khoa hoàn chỉnh sẽ không được chấp nhận Do đó việc tạo ảnh y khoa

phải có giải pháp thoả hiệp giữa an toàn bệnh nhân và chất lượng ảnh

3.1 TỔNG QUAN VỀ PHƯƠNG PHÁP TẠO ẢNH X-QUANG [1, 2, 3, 4]

3.1.1 Tương tác của tia X với vật chất

Tia X nói chung là một phần của bức xạ gamma, bức xạ điện từ năng lượng cao với

bước sóng λ tương ứng với năng lượng trong khoảng từ 10keV – 300keV Khi xem

xét tương tác của tia gamma đối với vật chất, ta vận dụng thuyết photon của

Einstein xem tia gamma là tập hợp của các photon có năng lượng E = hν và động

lượng

c

h

p= ν

Khi đi qua môi trường vật chất, các photon tia gamma có thể truyền qua, tán xạ

hoặc bị hấp thụ Có bốn loại tương tác chính của photon tia gamma với vật chất: (a)

Tán xạ Rayleigh, (b) Tán xạ Compton, (c) Hiệu ứng quang điện, (d) Phản ứng tạo

cặp Trong đó ba loại tương tác đầu tiên đóng vai trò quan trọng đối với tương tác

tia X trong ngành X quang chẩn đoán và y học hạt nhân

Sau đây là các tương tác của tia X khi đi qua môi trường vật chất:

3.1.1.1 Tán xạ Rayleigh

Hình 3.1.1 Tán xạ Rayleigh

Các photon tới trong tán xạ Rayleigh, còn gọi là tán xạ kết hợp (coherent) tương

tác và kích thích với toàn bộ nguyên tử, còn trong tán xạ Compton và hiệu ứng

quang điện, photon tương tác và kích thích với từng electron riêng lẻ Sự tương tác

này xảy ra chủ yếu ở các tia X dùng trong chẩn đoán có năng lượng thấp chẳng hạn

như trong lĩnh vực chụp vú (mammography) 15-30 keV Trong tán xạ Rayleigh,

năng lượng của photon tới được truyền toàn bộ cho các electron trong nguyên tử bia

dao động đồng bộ và bức xạ năng lượng phát ra một photon có cùng năng lượng với

photon tới nhưng lại theo hướng khác Do đó trong tương tác này, các electron

không bị bứt ra ngoài cho nên không xảy ra sự ion hoá

Tóm lại, góc tán xạ lớn thì năng lượng của tia X giảm Trong chụp ảnh y khoa, sự

tán xạ của tia X sẽ ảnh hưởng đến chất lượng của ảnh Tuy nhiên tương tác này có

xác suất thấp trong khoảng năng lượng chẩn đoán Trong các mô mềm tương tác

này chiếm ít hơn 5% tương tác của tia X có năng lượng trên 70 keV và chỉ chiếm

khoảng 12% tương tác của photon ở mức năng lượng 30 keV

Tiết diện vi phân của tán xạ Rayleigh:

2 2

2

0 ( 1 cos ) ( , ) 2

d

r0 là bán kính cổ điển của electron, r0=2.8.10-13 cm

F(X,Z) là thừa số hình thức (form factor), F(X.Z) hay F(hν,θ,Z) phụ thuộc vào môi

trường (Z) và năng lượng của photon tới qua thông số X

rs r

r Z

X F

λπλ

ππ

Với: ρ(r) là mật độ electron

r là khoảng cách từ electron đến hạt nhân

s = 2sin(θ/2)

Ta có: dΩ = sinθ.dθ.dϕ (3.1.4) Từ (3.1.1) suy ra:

θπθ

θ

σ

sin 2 ) , ( ) cos 1 ( 2

r d

Công thức (3.1.5) có thể có được như sau:

) , ( ) ( )

, ,

Z X F d

d d

Z h

θ

θσθ

θν

trong đó

θ

θσ

d

d Th( ) là hàm phân bố Thompson theo góc θ và có giá trị:

θπθθ

θσ

sin 2 ) cos 1 ( 2

1 )

Tỷ số

θ

σ

d

d đóng vai trò là hàm phân bố f(θ) Ta dùng công thức này để mô phỏng

tìm góc tán xạ θ của photon ứng với từng giá trị của năng lượng photon tới hν (hay

ứng với thông số X)

Tích phân (3.1.1) theo toàn bộ góc khối ta được biết tiết diện toàn phần của tán xạ

2

0 ( 1 cos ) ( , ) sin 2

1

d d Z

X F

Tán xạ Rayleigh mặc dù có xác suất thấp nhưng góp phần đáng kể đến sự nhoè

của ảnh X quang

3.1.1.2 Tán xạ Compton

Hình 3.1.2: Tán xạ Compton

Tán xạ Compton, còn gọi là tán xạ không kết hợp (incoherent), là tương tác chủ

yếu của các photon tia X và tia gamma với mô mềm trong khoảng năng lượng chẩn

đoán Tuy nhiên, trong thực tế tán xạ Compton không những chiếm ưu thế trong

khoảng năng lượng chẩn đoán trên 26 keV trong các mô mềm mà còn chiếm ưu thế

ở mức năng lượng chẩn đoán xấp xỉ 30 MeV Sự tương tác này hầu như xảy ra giữa

các photon và các electron lớp ngoài cùng làm cho các electron thoát ra khỏi

nguyên tử và các photon tới bị tán xạ do đó năng lượng và xung lượng sẽ bị biến

đổi Vì vậy năng lượng của photon tới được tính bằng công thức sau:

E = E’ – E

e-Do năng lượng liên kết của electron bứt ra tương đối nhỏ nên có thể bỏ qua

E’ = hν’ là năng lượng của photon tán xạ

Ee- = hν là năng lượng của photon tới

E’ được tính theo E và góc tán xạ θ:

) cos 1 ( 1

1

'

θα

νν

− +

= h

) cos 1 ( 1

) cos 1 (

θα

θα

ν

− +

Khi năng lượng của photon tới giảm, photon tán xạ và electron tán xạ hướng gần

nhau hơn Trong chụp ảnh X quang, các photon được phát hiện bởi một máy thu do

đó giảm được sự tương phản của ảnh

Với góc tán xạ cố định, khi tăng năng lượng photon tới thì năng lượng photon tán

xạ giảm Do đó đối với những photon tới có năng lượng cao, phần lớn năng lượng

được truyền cho photon tán xạ Ví dụ, với một góc tán xạ 600, nếu năng lượng của

photon tới là 100 keV thì năng lượng của photon tán xạ chiếm 90%, nhưng nếu

năng lượng của photon tới là 5 MeV thì phần năng lượng truyền cho photon tán xạ

chỉ là 17%

Khi tán xạ Compton xảy ra với tia X năng lượng thấp, ứng dụng trong chụp ảnh

chẩn đoán (từ 18 đến 150 keV), phần lớn năng lượng của photon tới được truyền

cho photon tán xạ Ví dụ, tương tác Compton của một photon có năng lượng 80

keV, năng lượng nhỏ nhất của photon tán xạ là 61 keV Vì vậy, với sự mất mát

năng lượng lớn nhất, photon tán xạ vẫn có năng lượng tương đối cao và có khả

năng xuyên qua mô

Tiết diện vi phân của tán xạ Compton trên một electron được tính theo công thức

νν

'

2 ' 2

h h

h r d

13 2

e

r

e

ε

π cm là bán kính cổ điển của electron

Thay hν’ từ phương trình (3.1.10) vào phương trình (3.1.12) ta được:

− + +

− +

=

) cos 1 ( cos

1 ) cos 1 ( 1

1 2

2 2

2

θα

θθ

α

σ

r d

Tỷ số

Ω

d

d eσ đóng vai trò như hàm phân phối g(θ) hay hàm mật độ xác suất theo góc

tán xạ θ Ưùng với mỗi giá trị năng lượng xác định, từ hàm phân phối xác suất g(θ)

ta mô phỏng để tìm giá trị góc tán xạ θ

Đối với photon có năng lượng thấp, α << 1, phương trình trở thành:

) cos 1 ( 2

Tích phân phương trình (3.1.13) theo toàn bộ góc khối Ω ta được tiết diện tán xạ

Compton toàn phần:

0

) 2 1 (

3 1 ) 2 1 ln(

2

1 ) 2 1 ln(

1 2 1

) 1 ( 2 1 2

α

αα

α

αα

α

αα

απ

Phương trình này chỉ là tiết diện tán xạ toàn phần trên một electron Để có tiết diện

tán xạ toàn phần trên một nguyên tử ta phải nhân tiết diện toàn phần của electron

với số Z của nguyên tử

Hình 3.1.3 Đồ thị minh hoạ xác suất tương đối của tán xạ Compton theo góc tán xạ

của photon có năng lượng 20, 80, 140 keV trong mô

Để hiệu ứng Compton có thể xảy ra, thì năng lượng photon tới phải cao hơn năng

lượng liên kết của electron Khi năng lượng của photon tới tăng, xác suất tán xạ

Compton tăng so với tán xạ Rayleigh và hấp thụ quang điện

Xác suất tán xạ phụ thuộc vào mật độ electron (số electron/g * mật độ) Vì vậy xác

suất của tán xạ Compton chỉ phụ thuộc vào Z và xác suất của tán xạ Compton trên

đơn vị thể tích thì tỷ lệ thuận với mật độ của vật liệu

Nguyên tử Hidro do không có nơtron do đó dẫn đến việc mật độ electron gần như

tăng gấp đôi so với các nguyên tố khác Vì thế, những vật liệu có Hidro có xác suất

tán xạ Compton cao hơn so với vật liệu không có Hidro cùng khối lượng

Tóm lại tiết diện tán xạ Compton, động năng của electron thay đổi theo năng lượng

của photon tia X tới và số Z của nguyên tử vật chất

Tán xạ Compton chính là tác nhân chủ yếu làm nhoè ảnh X-quang

3.1.1.3 Hiệu ứng quang điện

Hình 3.1.4 Hiệu ứng quang điện

Trong hiệu ứng quang điện, toàn bộ năng lượng của photon tới được truyền cho

electron và electron này bứt ra khỏi nguyên tử Electron bị bứt ra được gọi là

electron quang điện, động năng của electron quang điện (Ee) bằng năng lượng của

photon tới trừ năng lượng liên kết của electron trên quỹ đạo (Eb)

Ee = E – Eb (3.1.16) Để hiệu ứng quang điện xảy ra, năng lượng của photon tới phải lớn hơn hoặc bằng

năng lượng liên kết của electron bứt ra Năng lượng liên kết lớn nhất của electron

cũng phải nhỏ hơn hoặc bằng năng lượng của photon tới Trong tương tác quang

điện, năng lượng bị ion hoá, tạo ra một lỗ trống ở lớp trong, lỗ trống này được lấp

đầy bởi một electron có năng lượng liên kết thấp hơn Điều đó tạo thành một lỗ

trống khác và lỗ trống này lại được lấp đầy bởi một electron ở lớp có năng lượng

thấp hơn, các electron từ ngoài vào trong Sự khác nhau về năng lượng liên kết

được giải phóng dưới dạng tia X đặc trưng hoặc electron Auger

Xác suất phát ra tia X đặc trưng giảm khi số nguyên tử Z của nguyên tử hấp thụ

càng nhỏ và vì thế nó không xảy thường xuyên đối với tương tác của các photon có

năng lượng trong khoảng năng lượng chẩn đoán trong các mô mềm

Xác suất xảy ra hiệu ứng quang điện lớn nhất đối với các electron có liên kết mạnh

nhất, tức là electron ở lớp K Khoảng 80% quá trình quang điện xảy ra ở lớp K

Tiết diện quang điện đối với electron ở lớp K được tính theo công thức:

2 7 5

16 13 61 10

09 ,

=

L

M K

L

σ

σσ

Xác suất hấp thụ quang điện trên một đơn vị khối lượng tỷ lệZ3/E3 với Z là số

nguyên tử và E là năng lượng của photon tới Ví dụ, xác suất quang điện của iode

(Z=53) gấp 18.6 lần canxi đối với một electron riêng biệt Lợi ích của hấp thụ

quang điện trong chụp ảnh do sự truyền tia X là không có những photon mới tạo ra

làm xấu ảnh Thực tế là xác suất tương tác quang điện tỷ lệ với 1/E3 Điều đó giải

thích tại sao sự tương phản của ảnh giảm khi năng lượng của tia X cao được sử

dụng trong quá trình chụp ảnh Nếu năng lượng của photon tăng gấp đôi thì xác

suất quang điện giảm 8 lần: (1/2)3 = 8

Nói chung, năng lượng của photon giảm thì xác suất hấp thụ quang điện giảm, có

một ngoại lệ Đồ thị của xác suất tán xạ là một hàm của năng lượng có hình dạng

không liên tục gọi là cạnh hấp thụ, xác suất của tương tác có năng lượng vừa trên

giới hạn hấp thụ một ít Ví dụ, photon tia X có năng lượng 33.1 đối với nguyên tử

iode

Như đã trình bày ở trên, một photon không thể chịu tương tác quang điện với

electron ở một lớp điện tử hoặc phân lớp nhất định nếu năng lượng photon nhỏ hơn

năng lượng liên kết của lớp hoặc phân lớp Điều này gây ra sự giảm đột ngột xác

suất hấp thụ quang điện đối với electron có năng lượng có vừa nhỏ hơn năng lượng

liên kết của một lớp Vì vậy, năng lượng của photon tương ứng với một ngưỡng hấp

thụ là năng lượng liên kết của electron ở lớp hoặc phân lớp đó Giới hạn hấp thụ

được giới hạn bằng các chữ cái, tương ứng với lớp electron, theo sau là thứ tự của

các lớp hoặc phân lớp (ví dụ như K, L1, L2, L3,… ) Năng lượng của photon tương

ứng với giới hạn hấp thụ xác định tăng theo số nguyên tử Z của nguyên tố Ví dụ,

những nguyên tố chính cấu tạo nên những mô mềm (H, C, N) có giới hạn hấp thụ

dưới 1 KeV Nguyên tố iode (Z=53) và bari (Z=56), thường được sử dụng làm tác

nhân tương phản trong kỹ thuật X quang là tăng sự suy yếu của tia X, có ngưỡng

hấp thụ K là 33.2 và 37.4 keV Năng lượng ngưỡng K của chì là 88 keV

Đối với photon có năng lượng dưới 50 keV thì hiệu ứng quang điện đóng vai trò

quan trọng trong việc chụp ảnh các mô mềm Quá trình hấp thụ quang điện chiếm

ưu thế khi photon có năng lượng thấp tương tác với vật liệu có Z cao (hình 3.1.5)

Thực tế, hấp thụ quang điện là phương thức đầu tiên Ngược lại, tán xạ Compton sẽ

chiếm ưu thế ở hầu hết năng lượng chẩn đoán với vật liệu có số nguyên tử thấp hơn

như mô và không khí

Hình 3.1.5: Hệ số suy giảm khối lượng quang điện đối với mô (Z=7), iode (Z=53) và

bari (Z=56) như là một hàm của năng lượng Sự giảm đột ngột hệ số hấp thụ gọi là

“ngưỡng hấp thụ”, xảy ra do xác suất thấp thụ quang điện tăng khi năng lượng của

photon vừa lớn hơn năng lượng liên kết của electron lớp bên trong (như K < L <

M,…), vì vậy làm tăng số electron sẵn sàng cho tương tác Quá trình này có ý nghĩa

quan trọng đối với vật liệu có Z cao như iode, bari trong khoảng năng lượng chẩn

đoán

Hình 3.1.6: Đồ thị phần trăm góp phần vào quá trình hấp thụ quang điện (phần trái)

và tương tác Compton (bên phải) với vật liệu khác nhau là một hàm của năng lượng

Khi photon có năng lượng chẩn đoán (năng lượng hiệu dụng của tia X dùng trong

chẩn đoán là từ 20 đến 80 keV; các photon trong kỹ thuật chụp ảnh y học hạt nhân

từ 70 đến 511 keV), tương tác với vật liệu có số nguyên tử thấp như mô mềm thì quá

trình Compton chiếm ưu thế

3.1.1.4 Phản ứng tạo cặp (pair production)

Phản ứng tạo cặp chỉ xảy ra khi năng lượng của tia gamma lớn hơn 1.02 MeV

Trong khi phản ứng tạo cặp, tia gamma tương tác với điện trường của hạt nhân

nguyên tử Năng lượng của photon được chuyển thành cặp electron – positron (hình

3.1.7) năng lượng nghỉ ứng với mỗi electron là 0.551 MeV, điều này giải thích tại

sao ngưỡng năng lượng cho phản ứng là 1.02 MeV Năng lượng của photon vượt

quá ngưỡng sẽ truyền cho các electron dưới dạng động năng Electron và positron

giảm năng lượng bằng kích thích hoặc ion hoá

Khi positron ở trạng thái nghỉ, nó sẽ tương tác với một electron nhiễm điện âm, tạo

ra hai bức xạ huỷ có năng lượng 0.511 MeV hướng ngược nhau

Phản ứng tạo cặp không quan trọng trong tạo ảnh X quang chẩn đoán vì cần một

năng lượng rất lớn thì nó mới xảy ra Thực tế, phản ứng tạo cặp không thể xảy ra

nếu năng lượng của photon nhỏ hơn ngưỡng năng lượng 1.02 MeV

Hình 3.1.7: Phản ứng tạo cặp A: Biểu đồ mô tả quá trình tạo cặp, dưới ảnh hưởng

của hạt nhân nguyên tử, photon tới có năng lượng cao chuyển thành cặp vật chất và

phản vật chất Hai electron (positron và negatron) mất động năng dưới dạng kích

thích hoặc ion hoá vật chất mà nó truyền qua B: Tuy nhiên, khi positron đạt trạng

thái nghỉ, nó kết hợp với electron tạo ra hai bức xạ huỷ có năng lượng 511 keV

Xác suất xảy ra sự tạo cặp được đặc trưng bởi tiết diện tạo cặp Tia gamma tới có

năng lượng thấp, tiết diện toàn phần của phản ứng tạo cặp thay đổi theo năng

lượng và không phụ thuộc vào Z của vật liệu:

ln 9

27

2 183

ln 9

2r Z

= ΦXác suất xảy ra phản ứng tạo cặp tăng theo năng lượng tia gamma tới và gần như

tỷ lệ với Z2 của nguyên tử chất hấp thụ

Sau đây là hình vẽ tiết diện tán xạ từng thành phần và tiết diện tán xạ tổng cộng

đối với vật liệu cacbon:

Hình 3.1.8: Tiết diện photon toàn phần σtot trong cacbon là một hàm theo năng

lượng, do sự đóng góp của các quá trình khác nhau: τ, hiệu ứng quang điện σcoh , tán

xạ kết hợp (tán xạ Rayleigh); σincoh , tán xạ không kết hợp (tán xạ Compton); κn,

phản ứng tạo cặp trong trường hạt nhân; κe , phản ứng tạo cặp, trường electron; σph ,

hấp thụ quang hạt nhân (photonuclear absorption) (hấp thụ hạt nhân theo sau sự

phát ra nơtron hoặc những hạt khác)

Hình 3.1.9: tiết diện photon toàn phần σtot trong chì là một hàm theo năng lượng

Từ tiết diện toàn phần của các loại tương tác trên ta tính được hệ số hấp thụ tuyến

tính µ của vật liệu do loại tương tác đó theo công thức:

σρµ

Với NA = 6,023.10-23 là số Avogadro

ρ là khối lượng riêng của vật liệu

σ là tiết diện tán xạ toàn phần

3.1.2 Sự suy giảm khi tia X đi qua môi trường vật chất

Sự suy giảm tia X là sự mất đi các photon từ chùm tia X hoặc tia gamma khi nó

truyền qua vật chất, sự suy giảm này bao gồm cả sự hấp thụ và tán xạ Đối với

photon năng lượng thấp (<26 keV), hiệu ứng quang điện chiếm ưu thế trong quá

trình suy giảm ở các mô mềm Tuy nhiên, như đã trình bày, hiệu ứng quang điện

phụ thuộc vào năng lượng photon và chất hấp thụ Khi photon có năng lượng cao

tương tác với vật liệu có Z thấp (mô mềm), tán xạ Compton chiếm ưu thế Tán xạ

Rayleigh xảy ra trong quá trình chụp ảnh y khoa với xác suất thấp, chiếm 10%

tương tác trong ngành chụp tia X quang vú và 5% trong kỹ thuật chụp X quang

ngực Chỉ có những photon có năng lượng rất cao (>1.02 MeV), vượt quá khoảng

năng lượng của ngành X quang chẩn đoán và phản ứng tạo cặp mới góp phần vào

sự suy giảm

3.1.2.1 Hệ số suy giảm tuyến tính

Lượng photon mất đi từ chùm tia x hoặc tia gamma đơn sắc (có cùng năng lượng)

trên cùng một đơn vị dày của vật liệu được gọi là hệ số suy giảm tuyến tính (µ),

đơn vị là cm-1 Số photon di chuyển ra khỏi chùm tia khi truyền qua một bề mặt dày

nhỏ ∆x có thể được tính:

∆N = - µN∆x

Hình 3.1.10: Quá trình suy giảm của photon

Với N0 là số photon di chuyển đến vật liệu từ chùm tia, và N là số photon ra khỏi

vật liệu

Ví dụ photon có năng lượng 100 keV truyền qua các mô mềm, hệ số suy giảm

truyến tính là 0.016 mm-1 Điều này có nghĩa là, cứ 1000 photon tới qua bề dày

1mm của mô, có khoảng 16 photon bị tách ra khỏi chùm tia, cả bằng hấp thụ và tán

xạ

Hình 3.1.11: Đồ thị hệ số suy giảm của tán xạ rayleigh, hấp thụ quang điện, phản

ứng tạo cặp và tổng hệ số suy giảm khối lượng đối với mô (Z=7) là một hàm của

năng lượng

N: số nguyên tử trong một đơn vị thể tích [m-3]

σ: tiết diện của một nguyên tử [m2]

dN = -nσNdx

µ = nσ [m-1]: hệ số suy giảm tuyến tính

Hình 3.1.12: Sự suy giảm của tia X khi đi qua môi trường vật chất

Đối với chùm photon tới đơn sắc đi qua tấm vật liệu dày hoặc mỏng, mối liên hệ

theo quy luật mũ giữa số photon tới (N0) và số photon truyền qua (N) bề dày x mà

không chịu sự tương tác nào:

N = N0.e-µ.x (3.1.22) Hệ số suy giảm tuyến tính bằng hệ số suy giảm tuyến tính thành phần của từng

tuyến tính khi khoảng năng lượng của photon từ 30 đến 100 keV từ 1.16 đến 0.35

cm-1

Với một bề dày của vật liệu cố định, xác suất tương tác phụ thuộc vào số nguyên tử

mà tia X hoặc tia gamma tương tác trên một đơn vị khoảng cách Ví dụ nếu mật độ

(ρ [g/cm3]) tăng gấp đôi, các photon sẽ va chạm với gấp đôi số lượng nguyên tử

trên một đơn vị khoảng cách của vật liệu Vì vậy hệ số suy giảm tuyến tính tỷ lệ

với mật độ của vật liệu

Ví dụ: µNước > µNước đá > µHơi nước

Bảng 3.1.1: Mật độ vật liệu, số electron trên một đơn vị khối lượng, mật độ electron

và hệ số suy giảm tuyến tính (ở 50 keV) đối với một số vật liệu

Vật liệu Mật độ

[g/cm3] Electron trên đơn vị khối lượng

1 1.85

5.97 3.34 3.006 3.34 3.34 3.34 3.192

0.0005 0.002 0.0038 3.34 3.06 3.34 5.91

0.000028 0.000128 0.000290 0.193 0.196 1.214 0.573

Mối quan hệ giữa mật độ vật liệu, mật độ electron, số electron trên một đơn vị

khối lượng và hệ số suy giảm tuyến tính (ở 50 keV) đối với nhiều vật liệu được

trình bày ở bảng 3.1.1

3.1.2.2 Hệ số suy giảm khối lượng (β)

Với bề dày cho trước, xác suất tương tác phụ thuộc vào khối lượng nguyên tử trên

một đơn vị thể tích, sự phụ thuộc này được thể hiện qua hệ số suy giảm tuyến tính

chia cho mật độ vật liệu Hệ số suy giảm tuyến tính trên một đơn vị mật độ gọi là

hệ số suy giảm khối lượng:

Hệ số suy giảm tuyến tính thường được biểu diễn bằng đơn vị cm-1, trong khi đó

đơn vị của hệ số suy giảm khối lượng là cm2/g

Hệ số suy giảm khối lượng không phụ thuộc vào mật độ, vì thế với cùng một năng

lượng của photon thì:

µNước/ρNước = µNước đá/ρNước đá = µHơi nước/ρHơi nước (3.1.24)

Tuy nhiên trong ngành phóng xạ, chúng ta không thể so sánh các khối lượng bằng

nhau Thay vào đó, chúng ta so sánh các vùng khác nhau của ảnh tương ứng với sự

chiếu sáng của thể tích mô lân cận Vì thế, mật độ, khối lượng chứa trong một thể

tích nhất định đóng vai trò quan trọng Do đó chúng ta có thể hình dung được nước

Hệ số suy giảm

khối lượng (µ/ρ) [cm 2 /g] =

Hệ số suy giảm tuyến tính (µ) [cm -1 ] Mật độ vật liệu (ρ) [g/cm -3 ] (3.1.23)

đá trong một ly nước bằng kỹ thuật X quang do sự khác nhau về mật độ nước đá và

nước trong môi trường xung quanh Do mật độ của nước lớn hơn nước đá nên các

photon ít bị suy giảm hơn so với nước đá, do đó những vị trí ứng với ảnh đen hơn so

với phần nước đá

Hình 3.1.13: Hình X quang một cục đá trong nước

Để tính hệ số suy giảm tuyến tính với mật độ khác 1g/cm3, ta lấy mật độ cần quan

tâm là ρ nhân với hệ số suy giảm khối lượng của không khí đối với photon 60 keV

là 0.186 cm2/g trong điều kiện phòng, mật độ không khí là 0.001293 g/cm3 Do đó,

hệ số suy giảm tuyến tính của không khí ở điều kiện này là:

µ = (µ/ρ)ρ = βρ = (0.186 cm2/g)(0.001293 g/cm3) = 0.000241 cm-1 (3.1.25)

để sử dụng hệ số suy giảm khối lượng khi tính sự suy giảm, công thức (3.1.22) có

thể được viết lại như sau:

N = N0.e-(µ/ρ)ρ

Vì công dụng của hệ số suy giảm khối lượng rất phổ biến, các nhà khoa học trong

lĩnh vực này thường nghĩ về độ dày, không phải là một khoảng cách tuyến tính x

(cm) mà là khoảng khối lượng chia cho đơn vị diện tích ρx (g/cm2) ρx được gọi là

độ dày khối lượng (mass thickness) hoặc là độ dày diện tích (areal thickness)

3.1.2.3 Lớp bán trị (the half value layer)

Lớp bán trị (HVL) được là bề dày của vật liệu cần thiết để giảm cường độ chùm tia

X hoặc tia gamma một nửa so với giá trị ban đầu Lớp bán trị đối với một chùm tia

là sự đo gián tiếp năng lượng của photon của chùm tia khi đo bằng chùm tia có

dạng hẹp hoặc rộng Chùm tia hẹp là do cấu hình thí nghiệm được thiết kế sao cho

các photon tán xạ không đến được đầu dò (hình 3.1.14a) Đối với chùm tia rộng thì

chùm ta đủ rộng để một phần đáng kể photon tán xạ của chùm tia vẫn đến được

đầu dò dẫn đến việc đánh giá sai về sự suy giảm (hình 3.1.14b)

Hình 3.1.14a Hình 3.1.14b

Hầu hết những ứng dụng thực tế của sự suy giảm (như chụp ảnh bệnh nhân) xảy ra

đối với chùm tia rộng

Lớp trị 10 (the tenth value layer) (TVL) cũng tương tự như lớp bán trị, nhưng bề

dày của vật liệu phải cần thiết để làm giảm cường độ chùm tia 10 lần so với giá trị

ban đầu TVL thường được sử dụng trong tính toán thiết kế màn chắn phòng tia X

Đối với những photon đơn trị ở điều kiện hình dạng chùm tia hẹp, xác suất suy

giảm giống như từng bề dày HVL cộng lại đặt trong chùm tia Sự giảm cường độ

của chùm tia có thể được biểu diễn (1/2)n, trong đó n bằng với số HVL Ví dụ, phần

photon đơn trị truyền qua 5 HVL của vật liệu là:

1/2x1/2x1/2x1/2x1/2 = (1/2)5 = 0.031 hay 31%

Vì vậy, 97% photon bị suy giảm (ra khỏi chùm tia) HVL của một chùm tia X chẩn

đoán, được đo bằng milimet nhôm trong trường hợp chùm tia hẹp, là số đo thay thế

cho năng lượng trung bình của photon trong chùm tia

Việc hiểu mối quan hệ giữa µ và HVL rất quan trọng Trong công thức (3.1.25) N

bằng N0/2 khi bề dày của vật hấp thụ bằng 1 HVL Vì vậy, đối với một chùm đơn

trị:

N0/2 = N0e-µ(HVL)1/2 = e-µ(HVL)ln(1/2) = ln e-µ(HVL) -0.693 = -µ(HVL)

HVL = 0.693/µ Đối với chùm photon tới đơn trị, HVL có thể tính dễ dàng từ hệ số suy giảm tuyến

tính và ngược lại

Những lớp bán trị đối với photon từ hai loại thuốc phóng xạ chẩn đoán thường được

sử dụng là Tali (Tl 201) và Tecnetium-99m (nguyên tố phóng xạ nhân tạo) (Tc

99m) được liệt kê đối với mô, nhôm và chì ở bảng 3.1.2 Vì vậy, HVL là một hàm

của (a) năng lượng photon, (b) hình dạng chùm tia, (c) vật liệu làm suy giảm

Bảng 3.1.2: Lớp bán trị của mô, nhôm và chì đối với tia X và tia gamma thường được

dùng trong tạo ảnh chẩn đoán

Lớp bán trị (mm) Nguồn photon

Mô Nhôm Chì Tia X, 70 keV (Tl 201)

Tia gamma, 140 keV (Tc 99m) 37 44 11 18 0.2 0.3

3.1.2.4 Năng lượng hiệu dụng (effective energy)

Do tính đặc trưng của nguyên nhân tạo ra tia X, tia X sử dụng trong ngành X quang

thường có phổ năng lượng liên tục trải dài trong một khoảng năng lượng nào đó,

cho nên trong thực tiễn, người ta thường xác định độ mạnh yếu về năng lượng (còn

gọi là độ cứng, mềm) của nguồn tia X thông qua việc đo HVL (đo bằng mmAl)

bằng thực nghiệm để xác định một đại lượng đặc trưng, gọi là năng lượng hiệu

dụng Năng lượng hiệu dụng của chùm tia X, giống như nếu nó là chùm tia đơn sắc

Quan hệ giữa HVL (bằng mmAl) và năng lượng hiệu dụng được ghi ở bảng 3.1.3

Bảng 3.1.3: Lớp bán trị (HVL) là một hàm của năng lượng hiệu dụng của chùm tia X

HVL (mmAl) Năng lượng hiệu dụng 0.26

0.39 0.55 0.75 0.98 1.25 1.54 1.90 2.27 3.34 4.52 5.76 6.97 9.24 11.15 12.73 14.01 15.06

3.1.2.5 Quãng đường tự do trung bình (mean free path)

Chúng ta không thể tiên đoán khoảng dừng (range) của một electron riêng lẻ trong

vật chất, phạm vi có thể từ 0 đến vô cùng Tuy nhiên, khoảng cách trung bình đi

được trước khi tương tác xảy ra có thể tính từ hệ số suy giảm tuyến tính hoặc HVL

của chùm Chiều dài này được gọi là quãng đường tự do trung bình (mean free

path: MFP), được tính như sau:

MFP = 1/µ = 1/(0.693/HVL) = 1.44 HVL (3.1.26)

3.1.2.6 Phương pháp làm cứng chùm tia (beam hardening)

Những photon có năng lượng thấp hơn của chùm tia X đa sắc sẽ được ưu tiên tách

khỏi chùm tia khi truyền qua vật chất Sự thay đội phổ tia X sang năng lượng hiệu

dụng cao hơn khi chùm tia truyền qua vật chất gọi là làm cứng chùm tia (hình 2.7)

Tia X có năng lượng thấp (mềm) sẽ không thể xuyên qua hầu hết các mô trong cơ

thể; vì vậy, sự tách ra (di chuyển đi) của chúng (tia X có năng lượng thấp) làm

giảm liều lượng chiếu sáng của bệnh nhân mà không làm ảnh hưởng đến chất

lượng của cuộc xét nghiệm Những máy tia X tách ra hầu hết những bức xạ mềm

với một thiết bị lọc, đó là một tấm nhôm mỏng hay là những vật liệu khác được đặt

trong chùm tia Sự lọc này làm cho chùm tia có năng lượng hiệu dụng cao hơn, vì

vậy mà HVL lớn hơn

Hệ số đồng nhất (homogeneity coefficient) là tỷ số giữa HVL đầu tiên và lần 2 (sơ

cấp và thứ cấp) và nó mô tả đặc điểm đa sắc của chùm tia HVL đầu tiên là bề dày

làm giảm 50% cường độ chùm tia tới và HVL lần hai là làm giảm 25% cường độ

ban đầu [(0.5)(0.5) = 0.25] Một nguồn đơn sắc của tia gamma có hệ số đồng nhất

bằng 1

Năng lượng tia X lớn nhất của phổ đa sắc có thể tính bằng cách kiểm tra định lượng

hệ số đồng nhất của hai chùm tia được lọc (ví dụ như 15 hoặc 16 lần HVL) Khi hệ

số này đạt đến 1, chùm tia có năng lượng đơn trị (đơn sắc) Đo µ của vật liệu và

tính toán để biết giá trị µ cho trường hợp chùm tia có năng lượng đơn trị sẽ cho giá

trị gần đúng của năng lượng cực đại

Năng lượng hiệu dụng (trung bình) của một chùm tia X của một ống tia X chẩn

đoán tiêu biểu bằng 1/3 hoặc một nửa giá trị năng lượng cực đại và đưa đến tăng µ

“hiệu dụng” hệ số suy giảm được tính nếu chùm tia là đơn trị có năng lượng “hiệu

dụng”

Hình 3.1.15: Làm cứng chùm tia là kết quả của sự hấp thụ ưu tiên những photon có

năng lượng thấp hơn khi chúng truyền qua vật chất

3.1.3 Cơ sở chụp ảnh X quang bằng phim

3.1.3.1 Phương pháp X quang truyền qua (projection radiography)

Chẩn đoán X quang (radiography) là kỹ thuật tạo ảnh y học đầu tiên khi nhà vật lý

Roentgen phát minh ra tia X và chính ông đã tạo ra ảnh tia X đầu tiên

Tạo ảnh X quang được thực hiện khi nguồn tia X ở một bên bệnh nhân và một đầu

dò ở phía kia Một xung tia X cực ngắn được tạo ra từ ống tia X, phần lớn tia X

tương tác với bệnh nhân và một ít tia X qua bệnh nhân và đập vào đầu dò Các tia

X bị hấp thụ hoặc tán xạ Do đặc tính suy yếu của các mô như xương, mô mềm và

khí trong bệnh nhân là khác nhau, dẫn đến sự phân bố không đồng nhất của tia X

ló ra từ bệnh nhân Aûnh X quang là bức tranh của sự phân bố tia X Đầu dò được

dùng trong ngành phóng xạ có thể là phim ảnh (photographic film), màn huỳnh

quang hay các tế bào cảm quang điện tử (CCD)

Tạo ảnh truyền qua (transmission imaging) là nói đến việc tạo ảnh mà trong đó

nguồn năng lượng ở ngoài cơ thể và ở một bên, năng lượng được truyền qua cơ thể

và được tiếp nhận bởi đầu dò ở phía kia cơ thể Tạo ảnh truyền qua như X quang

khác với tạo ảnh phát xạ (emission imaging) trong y học hạt nhân và tạo ảnh dựa

vào sự phản xạ (reflection - based imaging) trong tạo ảnh siêu âm lâm sàng Aûnh X

quang truyền qua là ảnh hai chiều của giải phẫu cơ thể ba chiều

Trong ngành tạo ảnh X quang bằng phim, mật độ quang học (OD, đo độ tối của

phim) ở một vị trí xác định trên phim được xác định bằng đặc điểm suy giảm của

bức xạ dọc theo đường thẳng qua cơ thể giữa nguồn tia X và vị trí tương ứng trên

đầu dò Phim đánh dấu ghi lại phân bố tia X thay đổi theo mức độ suy giảm của

bức xạ tuỳ theo cấu trúc giải phẫu của bệnh nhân cho ta thông tin về cơ quan bị

chiếu

3.1.3.2 Nguyên tắc hình học cơ bản của việc tạo ảnh

Trong phương pháp X quang truyền qua, để xác định độ phóng đại của ảnh ta dùng

tam giác đồng dạng, ta có các tỷ số:

C

c B

b A

a = = và

G

g F

f E

e D

Hình 3.1.16: Các tam giác đồng dạng

Sự phóng xạ của hình ảnh xảy ra khi chùm tia phân kỳ đi từ vệt tiêu đến mặt phẳng

ảnh Trong trường hợp nguồn điểm, từ hình 3.1.18 thấy rằng độ phóng đại của cỡ

ảnh (I) liên hệ với kích cỡ của vật (O) là một hàm theo khoảng cách từ nguồn đến

ảnh (SID), khoảng cách từ nguồn đến vật (SOD), khoảng cách từ vật đến ảnh

(OID) Độ phóng đại M được định nghĩa như sau:

O I

Với O là chiều dài của vật và I là chiều dài tương ứng của ảnh phát quang Từ tam

giác đồng dạng:

SOD

SID O

I

Độ phóng đại lớn nhất khi vật gần với vệt tiêu và bằng một khi vật trùng với mặt

phẳng ảnh

Một nguồn rộng, như vệt tiêu của ống tia X, có thể được xem như một số lượng lớn

nhiều nguồn điểm Hình 3.1.17 biểu diễn hai nguồn điểm ở biên và một nguồn

điểm ở trung tâm Với độ phóng đại, độ mờ hình học của vật xảy ra trên ảnh Gọi f

là độ mờ gradient của rìa trong trường hợp độ phóng đại là M và kích cỡ của vệt

SOD SID SOD

OID F

Do đó: f = F(M-1)

Từ đây ta thấy rằng độ mờ tăng theo kích cỡ vệt tiêu và độ phóng đại Do đó, độ

mờ của điểm tiêu có thể giảm thiểu bằng cách giữ vật gần với mặt phẳng ảnh

Hình 3.1.17: Độ phóng đại của vật đối với nguồn điểm và nguồn rộng

3.1.3.3 Bức xạ tán xạ trong ngành X quang truyền qua

Năng lượng tia X được sử dụng trong lĩnh vực X quang nói chung có giá trị trong

khoảng 15 đến 120 keV Trong mô, xác suất tán xạ Compton và hiệu ứng quang

điện bằng nhau ở 26 keV Trên 26 keV, tán xạ Compton chiếm ưu thế Đối với các

vật liệu có số nguyên tử trung bình lớn (xương), xác suất của hiệu ứng quang điện

và tương tác Compton bằng nhau ở 35 keV Do đó, trong hầu hết các quy trình tạo

ảnh X quang trừ ngành X quang vú, tương tác Compton trên mô mềm luôn tạo ra

các photon tia X tán xạ

Các photon tán xạ là điều bất lợi trong tạo ảnh X quang vì tạo ảnh X quang là tạo

ảnh truyền qua, thông tin trên ảnh X quang dựa vào quỹ đạo thẳng của photon

Để thấy mức độ tán xạ của các photon, người ta đưa ra tỷ số giữa photon tán xạ (S)

và photon ban đầu (P): S/P Tỷ số này phụ thuộc vào diện tích của trường tia X (thị

trường: field of view), bề dày (thickness) của bệnh nhân và năng lượng của tia X

Khi tỷ số này là 3, khi đập vào đầu dò, có 75% photon mang theo rất ít hoặc không

mang theo những thông tin liên quan đến bệnh nhân Bệnh nhân càng mập thì tỷ số

này càng cao

Hình 3.1.18: A: Các photon tán xạ vi phạm nguyên tắc cơ bản của tạo ảnh X quang

B: Tỷ số S/P cho biết số photon tán xạ ứng với số photon ban đầu, hình vẽ có 3

photon ban đầu ứng với đường liền nét và 9 photon tán xạ (đường đứt) C: Sự phụ

thuộc của tỷ số S/P (SPR) vào thị trường đối với các bệnh nhân có bề dày (T) khác

nhau

Để giảm hệ số tán xạ, ta có thể giảm thị trường bằng cách chuẩn trực và chú ý đến

phần giải phẫu quan tâm Làm như vậy thì độ tương phản sẽ cao

Lưới chống tán xạ (antiscatter grid)

Lưới chống tán xạ được dùng để khắc phục sự tán xạ trong ngành X quang chẩn

đoán Lưới được đặt giữa bệnh nhân và băng đựng phim, nó làm giảm lượng photon

tán xạ đến đầu dò

Hình 3.1.19: Mô hình lưới tán xạ được sử dụng trong ngành X quang

Nguồn bức xạ ban đầu từ vệt tiêu tia X, trong khi những bức xạ, tán xạ bắt nguồn từ những vị trí khác nhau không thể tính được của bệnh nhân

Lưới chống tán xạ bao gồm một dãy các khe hở đồng quy với vệt tiêu, các khe hở được chia bởi các vết ngăn làm bằng vật liệu có hệ số hấp thụ cao (Pb), lưới có độ dày cỡ 3 mm gồm cả phần trên cùng và dưới cùng của lưới Các vách ngăn (thanh của lưới: grid bars) được làm bằng chì Vì các khe hở của lưới thẳng hàng với vệt tiêu (nguồn của bức xạ ban đầu) nên các

bức xạ ban đầu qua lưới mà không bị suy yếu còn các photon tán xạ bị hấp thụ bởi

chì của vách ngăn Khoảng trống bên trong (interspaces) thường được làm bằng sợi

cacbon, nhôm và thậm chí là giấy

Lưới tán xạ tiêu biểu được biểu diễn ở hình 3.1.20 Có nhiều thông số để mô tả

cách thiết kế lưới, yếu tố quan trọng nhất là tỷ số lưới (grid ratio), tiêu cự (focal

length), tần số lưới (grid frequency) và một số yếu tố khác

Hình 3.1.20: Cấu trúc chi tiết của lưới có tiêu cự vô cùng (tia X song song) Bề dày

của lưới 10:1 là 1.20 mm, tuy nhiên tất cả các lưới được bao hai bên bởi nhôm hoặc

sợi cacbon làm giá đỡ, làm cho bề dày tổng cộng của lưới là 3 mm

Tỷ số lưới

Tỷ số lưới là tỷ số chiều cao và bề rộng của khoảng trống bên trong Trong ngành

X quang nói chung thì tỷ số lưới thông thường nhất là 8:1, 10:1 và 12:1 Lưới là

thiết bị chuẩn trực một chiều, tăng tỷ số lưới dẫn đến tăng mức độ chuẩn trực Khi

tỷ số lưới cao, khả năng loại trừ tán xạ tăng nhưng lại tăng liều lượng của bệnh

nhân

Lưới có hiệu suất làm sạch (clearup) tán xạ khi các photon đập vào lưới với góc lớn

và có hiệu suất là sạch tán xạ thấp với tán xạ có góc nhỏ Khi không có lưới, bức

xạ tán xạ đến đầu dò với góc tới từ 0 đến 900 Tất cả lưới đều hiệu quả trong việc

di dời các photon tán xạ có góc tới lớn (từ 700 đến 900) Tỷ số tán xạ càng lớn thì

lưới sẽ hấp thụ được nhiều photon tán xạ

Tiêu cự (focal length)

Tiêu cự của lưới được xác định dựa vào độ nghiêng của các khe hở (hình 3.1.19)

Lưới có tiêu cự vô cùng, không có độ nghiêng (ví dụ như các khoảng bên trong

song song) Trong ngành X quang nói chung, tiêu cự của lưới tiêu biểu là 100 cm

(40 inches) và 183 cm (72 inches) đối với ngành X quang sườn

Nếu như lưới đứng yên, nó sẽ in bóng của những đường song song nhỏ lên ảnh Để

khắc phục điều này, lưới có thể được di chuyển theo hướng vuông góc với hướng

của khe hở Một dụng cụ để di chuyển lưới trong tạo ảnh X quang được gọi là

Bucky

Tần số lưới (grid frequency)

Tần số lưới là số thanh lưới trên một đơn vị chiều dài Lưới có 40 hay 60 đường

trên một centimet là thông dụng nhất Lưới có 80 đường trên một centimet là tốt

nhưng đắt

Vật liệu của khoảng trống bên trong (interspace material)

Vật liệu này có ảnh hưởng đến hiệu suất liều lượng của lưới, khoảng không bên

trong là không khí nhưng không thể được, vật liệu thường dùng là nhôm, sợi cacbon

tốt hơn nhưng đắt tiền

3.2 TỔNG QUAN VỀ PHƯƠNG PHÁP TẠO ẢNH SIÊU ÂM [1, 2, 3, 5, 6]

3.2.1 ỨNG DỤNG SÓNG SIÊU ÂM TRONG Y TẾ

Sóng siêu âm được ứng dụng rộng rãi trong hai lĩnh vực y tế, đó là:

• Siêu âm chẩn đoán: thực chất là tạo hình bằng siêu âm Sử dụng phổ biến ba

tần số chuẩn: 3,5MHz, 5MHz, 7,5MHz ngoài ra người ta còn sử dụng các

tần số khác trong các đầu dò chuyên biệt, như: đầu dò siêu âm nội mạch

(Intraluminal), siêu âm da liễu (Dermotological) sử dụng tần số từ (40 – 50)

MHz…

• Siêu âm trị liệu: tạo hiệu ứng nhiệt, xoa bóp, kích thích cơ Có thể dùng

riêng hoặc kết hợp với điện trị liệu (trong các máy kích thích điện) để tìm

điểm phát bệnh – điểm gốc (trigger) Tần số thường dùng trong khoảng (700

– 900) KHz tuỳ theo thế hệ máy Công suất đầu dò (1 - 4)W/cm2 (gấp cỡ

1000 lần so với siêu âm chẩn đoán)

3.2.2 CƠ SỞ VẬT LÝ VÀ KỸ THUẬT CỦA PHƯƠNG PHÁP TẠO ẢNH BẰNG

SIÊU ÂM

3.2.2.1 CƠ SỞ VẬT LÝ CỦA PHƯƠNG PHÁP VÀ CÁC YẾU TỐ QUYẾT

ĐỊNH

Tạo hình bằng siêu âm được đưa vào ứng dụng trong chẩn đoán y học từ những

năm 50 Cơ sở của nó chính là sự phản hồi của sóng siêu âm từ những tổ chức trong

cơ thể, sự phản hồi này phụ thuộc vào:

• Tốc độ truyền sóng âm của môi trường

• Trở kháng âm của môi trường

• Sự hấp thụ của tổ chức

• Thông số (f, λ) của sóng siêu âm và cấu trúc hình dọc của tổ chức

3.2.2.1.1 Tốc độ truyền của sóng siêu âm

Đôi khi còn được ký hiệu là “c” đôi khi còn phụ thuộc vào môi trường truyền Vận

tốc truyền của sóng siêu âm trong những môi trường khác nhau thì không giống

nhau Tốc độ truyền trung bình của sóng siêu âm trong các tổ chức phần mềm v ≈

1540 m/s Biết được vận tốc truyền, khi đo thời gian đi và về của sóng siêu âm, ta

có thể định vị rõ bề mặt phản xạ

3.2.2.1.2 Trở kháng âm của môi trường và các định luật truyền âm

a Trở kháng âm Z:

Trở kháng âm là độ vang hay độ dội của sóng âm trong môi trường:

Z = c ρ [rayls]

Trong đó: c: vận tốc lan truyền sóng âm trong môi trường [m/s]

ρ: mật độ của môi trường [kg/m3] Trở kháng âm có vai trò quyết định đối với biên độ sóng phản xạ trên mặt phân

cách giữa hai môi trường

Bảng 3.2.1: Trở kháng âm của một số môi trường sinh học

b Sự phản hồi và sự khúc xạ

Aâm được truyền đi theo những tia gọi là tia âm Thí nghiệm chứng tỏ tia âm cũng

có thể bị phản xạ, khúc xạ, tán xạ và hấp thụ như tia sáng

Phản xạ và khúc xạ: khi sóng âm truyền trong môi trường đồng nhất và đẳng

hướng, nó sẽ truyền theo phương thẳng, khi gặp mặt phân cách đủ lớn giữa hai môi

trường có âm trở kháng khác nhau, tức là có vận tốc truyền âm khác nhau, tia âm

sẽ tuân theo định luật phản xạ và khúc xạ Một phần năng lượng của sóng âm sẽ

phản xạ ngược trở lại và phần còn lại sẽ truyền tiếp vào môi trường thứ hai

Độ lớn của năng lượng phản xạ phụ thuộc vào sự khác biệt của trở kháng âm ∆Z

giữa hai môi trường Hệ số phản xạ K được tính theo công thức:

2

1 2

1 2

cos cos

cos cos

i t

i

r

Z Z

Z Z

P

P K

θ θ

θ θ

Trong đó:

θi : góc tới

θr : góc phản xạ

θt : góc khúc xạ

Pr : biên độ áp lực của sóng phản hồi

Pi : biên độ áp lực sóng tới

Z1, Z2 : trở kháng âm của hai môi trường

Hình 3.2.1: Sự phản xạ và khúc xạ

Ơû đây sẽ xảy ra hai trường hợp:

™ Trường hợp 1: tia tới vuông góc với mặt phân cách: θi = θr = 0

Z 2 , C 2

θ t

θ I θ r

Z 1 , C 1

Tia khúc xạ

Hệ số phản hồi của mặt phân cách sẽ được tính theo công thức: cosθi = cosθr = 1,

nên:

2

1 2

1 2

−

=

Z Z

Z Z K

™ Trường hợp 2: tia tới tạo một góc θi ≠ 0 theo định luật phản xạ, góc phản xạ

bằng góc tới θi = θr sóng truyền tiếp lúc này không còn cùng hướng với góc

tới và tạo một góc θi ≠ θt, hiện tượng này gọi là hiện tượng khúc xạ, góc

khúc xạ θt phụ thuộc vào vận tốc truyền âm trong hai môi trường và được

xác định bởi công thức:

i t

Với C2 > C1 , khi sinθi = C1/C2, ta có θicritic = arcsin(C1/C2), thì sinθt = 1 và θt = 900

hiện tượng này gọi là hiện tượng phản xạ toàn phần Như vậy với tất cả các góc θi

≥ θicritic sóng âm sẽ không khúc xạ được sang môi trường thứ hai bên kia mặt phân

cách và toàn bộ năng lượng được phản xạ trở lại môi trường thứ nhất

Ngoài ra, dù với C2 > C1 hay C2 < C1, nếu góc tới θ ≈ 900 (tia tới đi gần như tiếp

tuyến với mặt phân cách) thì sóng âm chỉ trượt trên bề mặt phân cách mà không

truyền tiếp vào môi trường thứ hai

Cả hai hiện tượng trên (phản xạ toàn phần và tia tới truyền tiếp tuyến trên mặt

phân cách) giải thích cho sự xuất hiện bóng lưng bên (lateral shadowing) ở những

cấu trúc hình cầu và mặt cắt ngang cấu trúc ống

Từ hai công thức nêu trên ta thấy hệ số phản hồi của mặt phân cách giữa hai môi

trường phụ thuộc vào ∆Z = Z1 – Z2 giữa hai môi trường

∆Z càng lớn thì năng lượng phản xạ càng lớn và chỉ còn một phần rất nhỏ năng

lượng sóng siêu âm đi được xuống môi trường bên dưới mặt phân cách Nếu ∆Z là

vừa để để nhận biết mặt phân cách thì một phần lớn năng lượng của sóng siêu âm

sẽ truyền được xuống dưới mặt phân cách và tiếp tục cho thêm thông tin về cấu

trúc bên dưới

Nhìn vào bảng 3.2.1 ta thấy, ∆Z giữa mô mềm và không khí hoặc mô mềm và

xương rất lớn, do đó trong ghi hình siêu âm nếu sóng siêu âm gặp những mặt phân

cách này thì hầu hết năng lượng sẽ bị phản xạ trở lại, sóng truyền tiếp sẽ rất nhỏ

và ta sẽ không nhận được thông tin từ cấu trúc bên dưới mặt phân cách này, đó

cũng chính là lý do tại sao trong siêu âm chẩn đoán ta phải dùng gel tiếp xúc,

nhằm tạo ra tiếp xúc không có không khí – Airless contact

c Sự tán xạ

Một hiện tượng quan trọng khác trong tạo hình bằng siêu âm đó là hiện tượng tán

xạ của siêu âm khi gặp các cấu trúc nhỏ (có kích thước ∅ << λ) hoặc với bề mặt

không đồng đều, khi đó tia siêu âm sẽ bị tán xạ đi khắp các hướng và chỉ có một

phần rất nhỏ chắc chắn tới được đầu dò Tuy vậy, mặc dù việc ghi nhận các tia tán

xạ là rất khó khăn, song chúng ta cũng phải thừa nhận rằng chúng có một lợi thế

đó là không phụ thuộc vào góc tới của tia siêu âm và rất quan trọng trong việc

đánh giá các cấu trúc nhỏ, ví dụ như độ đồng đều của nhu mô gan, tụy hay vách

đánh liên thất… và các máy siêu âm chẩn đoán ngày nay chủ yếu làm việc trên các

tia tán xạ

Hình 3.2.2: Sự tán xạ

3.2.2.1.3 Sự hấp thụ của các tổ chức và độ suy giảm năng lượng của tia siêu âm,

khuếch đại bù

Khi sóng âm truyền đi trong tổ chức thì biên độ và năng lượng của tia siêu âm bị

suy giảm theo khoảng cách Hình 3.2.3, biểu diễn sự suy giảm của biên độ áp âm

theo khoảng cách, sự suy giảm này tuân theo hàm số:

z f

e p z

0 ) ( = −α

Trong đó: p: biên độ áp âm

p0 = p(z = 0) α: hệ số suy giảm âm của môi trường truyền f: tần số của sóng siêu âm

z: độ sâu cần tới

Các nguyên nhân gây ra sự suy giảm năng lượng của tia siêu âm, đó là:

• Sự phản xạ và tán xạ trên các tổ chức

• Sự hấp thụ của môi trường do một phần năng lượng của tia siêu âm bị

chuyển đổi thành năng lượng của các dao động nhiệt, nhưng trong siêu âm

chẩn đoán, phần năng lượng này quá nhỏ và không thể gây ra các biến đổi

về nhiệt độ

Mức độ suy giảm năng lượng này thường được tính bằng [dB] hay [dB/cm], đơn vị

đo này được hiểu như sau: ví dụ tại khoảng cách z1 biên độ của áp âm là p1; ở

khoảng cách z2 biên độ đó là p2; ta nói khi đi từ z1 đến z2 biên độ áp âm đã bị suy

giảm đi D [dB], với D được tính theo công thức:

D[dB] = 20 log (p2/p1) Đối với mô mềm và f = 0,2 MHz – 100 MHz, có thể áp dụng công thức gần đúng

sau:

Độ suy giảm D[dB] = f[MHz] x z[cm] x α

Hình 3.2.3: Sự suy giảm của năng lượng chùm tia theo khoảng cách

Bảng 3.2.2: Tính chất âm học của một số môi trường sinh học

Môi trường Mật độ

[kg/m3x103] Vận tốc [m/s] H/p dist at 2MHz [cm] Attenuat at 1MHz [dB/cm]

Trên bảng 3.2.2 có đưa ra sự suy giảm của sóng siêu âm trong một số môi trường

khác nhau Ta thấy năng lượng siêu âm bị giảm mạnh trong môi trường không khí

và xương còn với mô mềm, sự suy giảm này nằm trong khoảng 0,4 – 1 [dB/cm]

Từ công thức trên, ta thấy sự suy giảm này cũng phụ thuộc rất nhiều vào tần số,

gần như tỷ lệ thuận với tần số Sự phụ thuộc này là một trong những hạn chế của

siêu âm chẩn đoán, bởi như ta sẽ thấy dưới đây tần số càng cao sẽ cho độ phân giải

càng cao song độ suy giảm cũng cao và do đó độ dâm sâu càng kém

3.2.2.1.4 Thông số của sóng siêu âm và kích thước hình học của tổ chức

Vì sóng siêu âm phản xạ trên mặt phân cách do đó năng lượng phản xạ còn phụ

thuộc vào kích thước của mặt phân cách và độ dài bước sóng của chùm tia Nếu ta

đặt một vật rắn chìm vào trong môi trường chất lỏng thì năng lượng phản xạ từ vật

đó phụ thuộc vào kích thước của vật so với độ dài bước sóng siêu âm Vật phải có

độ dài ít nhất lớn hơn λ/4 thì mới có khả năng phản xạ sóng siêu âm Do đó sóng

siêu âm có tần số càng cao, tức là λ càng nhỏ thì càng dễ phát hiện và phân biệt

được các vật nhỏ song cũng do đó mà khó vào được sâu Người ta đưa ra khái niệm

“Haft power distance” – khoảng giảm nửa năng lượng – để chỉ khoảng cách mà tia

siêu âm có thể đi được cho tới khi năng lượng của chùm tia giảm đi còn một nửa

Với cùng một loại đầu dò trong những điều kiện như nhau thì đại lượng này là khác

nhau Trên bảng 3.2.2 là khoảng cách giảm nửa của một số môi trường tiêu biểu

3.2.2.2 Kỹ thuật của phương pháp tạo hình bằng siêu âm

3.2.2.2.1 Nguyên lý tạo ảnh

Đầu dò khi được kích thích bởi xung điện với chiều dài và cường độ có thể điều

chỉnh được thì phát ra xung sóng âm lan truyền theo hướng của đầu dò vào môi

trường ở một vận tốc xác định bởi đặc tính của môi trường (mật độ ρ và độ đàn hồi

B) sóng âm sẽ gặp các mặt phản hồi trên đường truyền và tạo ra các sóng phản xạ

và tán xạ quay trở về đầu dò và được thu nhận tại đây

Khoảng thời gian mất cho sóng âm đi đến và quay về từ mặt phản hồi sẽ xác định

độ sâu của mặt phản hồi theo công thức:

d = c.t/2 Trong đó:

d: khoảng cách từ đầu dò đến mặt phản hồi c: vận tốc âm trong môi trường

t/2: thời gian cho sóng âm đi từ đầu dò đến mặt phản hồi Độ lớn của biên độ sóng phản hồi phụ thuộc vào biên độ sóng phát đi, góc tới của

sóng siêu âm và trở kháng âm của mặt phản hồi

Đầu dò sẽ biến đổi sóng phản hồi thành tín hiệu điện thông qua hiệu ứng áp điện,

tín hiệu điện này mang thông tin về độ lớn biên độ, thời gian tiếp nhận, các thông

tin này sau đó được xử lý và thể hiện thành hình ảnh trên màn hình

3.2.3.2.3 Các hình thức thể hiện

a A-mode (Amplitude Mode)

Tín hiệu hồi âm được thể hiện bằng xung hình gai trên dao động ký qua hệ thống

trục tung và trục hoành, chiều cao của xung thể hiện độ lớn của biên độ tín hiệu

hồi âm, vị trí của xung thể hiện khoảng cách từ đầu dò đến mặt phản hồi Loại hình

thể hiện này thường được dùng trong đo đạc vì có độ chính xác cao

b B-mode (Brighness Mode)

Tín hiệu hồi âm được thể hiện bằng những chấm sáng, độ sáng của các chấm này

thể hiện biên độ tín hiệu hồi âm, vị trí các chấm sáng xác định khoảng cách từ đầu

dò đến mặt phản hồi

c TM-mode (Time Motion Mode)

Dùng để thể hiện sự chuyển động cùng phương với tia siêu âm của các vật thể theo

thời gian bằng cách thể hiện hình ảnh B-mode theo diễn biến thời gian với các tốc

độ quét khác nhau Kết quả là nếu nguồn hồi âm đứng yên thì sẽ tạo ra các đường

thẳng ngang qua màn hình, còn nếu mặt phản hồi chuyển động thì sẽ ra đường cong

phản ảnh sự chuyển động của mặt phản hồi

Hình 3.2.4 : A-mode, B-mode và TM mode

Trên màn hình hiển thị của TM-mode, biên độ chuyển động của mặt phản hồi được

biểu thị trên trục tung, thời gian trên trục hoành, nhờ vậy có thể tính toán được vận

tốc chuyển động của mặt phản hồi, khi tốc độ quét đã được xác định

Phương pháp A-mode, B-mode và TM-mode có thể gọi chung là siêu âm một chiều

(hay một bình diện)

Như vậy: ưu điểm của siêu âm một chiều là bằng phương pháp tương đối đơn giản,

rẻ tiền ta có thể xác định được chính xác vị trí của bề mặt phản xạ theo phương

song song với chùm tia siêu âm

Nhược điểm của phương pháp: không cho được hình ảnh tổng thể của vật cần chẩn

đoán Không đánh giá được các chuyển động có phương vuông góc với phương

truyền của tia siêu âm

d Hình ảnh tĩnh và hình ảnh động

Cơ sở của kiểu thể hiện hình ảnh siêu âm hai chiều này là B-mode, được dùng

trong hầu hết các thiết bị siêu âm chẩn đoàn từ trước cho đến nay, từ các máy

“Static scanner” (máy quét tĩnh) của thời kỳ sơ khai của ngành siêu âm chẩn đoán

thuộc thập niên 50, 60,… cho đến các máy quét động “Real time scanner” thuộc

những thập niên gần đây

Cách thể hiện B-mode trong siêu âm một chiều thì tương xứng với mỗi vị trí đầu dò

trên cơ thể và mỗi hướng của chùm tia nhất định thì trên màn hình ta có một đường

tạo ảnh (line of site) B-mode phản ảnh các mặt phản hồi được tạo ra bởi các cấu

trúc cơ thể nằm trên đường truyền của chùm tia siêu âm Với các máy “Static

scanner”, sự tổng hợp tất cả các đường tạo ảnh tương xứng với nhiều vị trí đặt đầu

dò trên cơ thể theo nhiều hướng khác nhau trong cùng một mặt phẳng sẽ tạo thành

hình ảnh siêu âm phản ánh các cấu trúc giải phẫu theo tiết diện cắt ngang qua bởi

mặt phẳng nói trên

Để nhìn thấy sự chuyển động tức thời của cấu trúc trong cơ thể (đặc biệt quan trọng

trong lĩnh vực tim mạch) thì tốc độ tạo hình phải thật nhanh, tốc độ tạo hình thường

dùng (FR – frame rate) khoảng 25 hình/giây Vào cuối những năm thuộc thập niên

70 một thế hệ máy siêu âm mới ra đời cho phép ghi hình tức thời sự chuyển động

của các cấu trúc trong cơ thể, gọi là máy quét hình ảnh động (Real time scanner),

tốc độ tạo hình nhanh của những máy này đạt được nhờ kỹ thuật quét chùm tia

siêu âm và khả năng xử lý thông tin nhanh của các máy điện toán Có hai cách

quét chủ yếu được sử dụng:

• Quét điện tử – Electronic scanning: các tia siêu âm được quét bằng cách

dùng bộ điều khiển khoá điện tử để đóng mở nguồn nuôi các tinh thể sắp

xếp kế cận nhau, theo một thứ tự thời gian thì các tia siêu âm sẽ được quét

theo một phương nhất định

• Quét cơ học – Mechanical scanning: tia siêu âm được quét khi các chấn tử

được quay nhanh theo một trục hoặc dao động theo kiểu con lắc

• Một nhược điểm của máy ghi hình ảnh động là diện khảo sát (field of view)

bị hạn chế, không cho một hình ảnh tổng quát như trong kỹ thuật ghi hình

tĩnh nói trên, do kỹ thuật ghi hình động hạn chế bởi ba yếu tố:

o Số hình trong 1s: frame rate – FR

o Mật độ đường cho một hình – line density – N

o Độ sâu khảo sát – d

Liên quan chặt chẽ với nhau bằng công thức:

c

d N t

N FR

2

Ở đây: 1/FR thực chất sẽ là thời gian tạo một hình

T: thời gian tạo một đường hình (line) – là thời gian cho tia siêu âm đi và về tới đầu

dò Thông thường ở độ sâu khảo sát 20 cm, với số đường tạo ảnh cho một hình là

150 thì số hình trong một giây không thể vượt quá 25 hình Như vậy nếu sử dụng

diện khảo sát rộng thì đòi hỏi mật độ đường tạo ảnh lớn để đảm bảo chất lượng

hình và như thế làm tăng thời gian tạo nên một hình và đồng thời làm giới hạn tốc

độ tạo hình của máy

Một vài năm gần đây, nhờ những tiến bộ trong kỹ thuật vi xử lý, người ta đã tạo ra

được thế hệ máy có đồng thời cả hai ưu điểm của hai thế hệ máy nói trên, vừa có

hình ảnh động, vừa khảo sát trên diện rộng gọi là Real time – E.F.O.V (Extended

field of view) Để tạo được diện khảo sát rộng, người ta vừa di chuyển đầu dò theo

một tiết diện cắt ngang cơ thể vừa ghi nhận hình ảnh, sau đó tổng hợp tất cả các

hình ảnh từ các góc quét riêng biệt ứng với các vị trí của đầu dò, sắp xếp và tạo

thành một hình tổng quát, đồng thời vẫn giữ được tính động của ảnh Để thực hiện

kỹ thuật này người ta phải dùng thuật toán Fuzzy-logic với sự xử lý cực nhanh của

máy điện toán và bộ vi mạch xử lý truyền thông đa phương tiện – M.V.P – Multi

media video processor

3.2.3 THIẾT BỊ GHI HÌNH BẰNG SIÊU ÂM

3.2.3.1 Sơ đồ cấu tạo của máy

Trên hình 3.1 biểu diễn sơ đồ cấu tạo chung của một máy siêu âm hoàn chỉnh

Hình 3.2.5: Cấu tạo chung của máy

3.2.3.2 Đầu dò

3.2.3.2.1 Hiệu ứng áp điện thuận nghịch

Hiệu ứng thuận: Nếu ta tác động một lực cơ học, hay nói cách khác là khi nén hoặc

kéo dãn một số tinh thể gốm theo những phương đặc biệt trong tinh thể thì trên các

mặt giới hạn của tinh thể có xuất hiện những điện tích trái dấu và do đó có một

hiệu điện thế giữa hai bề mặt Mà như chúng ta đã biết sóng siêu âm là sóng cơ

học do đó khi sóng siêu âm va đập vào mặt tinh thể gốm sẽ làm xuất hiện trên tinh

thể một chuỗi xung điện có độ lớn tỷ lệ với cường độ sóng âm

Hiệu ứng thuận:

Hiệu ứng nghịch: Nếu ta đặt tinh thể gốm áp điện một hiệu điện thế thì phụ thuộc

vào chiều điện thế đó, tinh thể gốm sẽ dãn ra hay nén lại và nếu như ta đặt tinh thể

gốm vào một hiệu điện thế xoay chiều thì tinh thể gốm sẽ nén dãn liên tiếp và dao

động theo tần số của hiệu điện thế xoay chiều, tạo ra áp lực nén và dãn liên tục

vào môi trường bao quanh tức là tạo ra sóng âm Phụ thuộc vào tần số dao động

của xung điện, kích thước và công nghệ chế tạo tinh thể gốm ta sẽ thu được các

chùm tia siêu âm có tần số khác nhau

ĐẦU DÒ

LƯU TRỮ

MÀN HÌNH

ĐIỀU KHIỂN VÀ XỬ LÝ HÌNH

Sóng siêu âm Tinh thể gốm Xung điện U

Xung điện U Tinh thể gốm Sóng siêu âm