Phản xạHình 1.1: Sự phản xạ gây ra bởi sóng âm chạm vào một bề mặt phẳng lớn dới một góc vuông Trang 11 sóng phản xạ đợc xác định bởi trở kháng âm học của môi trờng thờng chứa phân
Sãng ©m
Sóng âm là hiện tượng nhiễu loạn do sự di chuyển của năng lượng cơ học qua các môi trường như rắn, lỏng và khí, được tạo ra từ nguồn âm - những vật có khả năng dao động Những dao động này tác động lên các phân tử xung quanh, khiến chúng dao động quanh vị trí cân bằng, và tiếp tục truyền động lực cho các phân tử kế tiếp, tương tự như sóng nước trên đại dương Sóng âm mang năng lượng âm thanh và truyền đi trong môi trường theo mọi hướng, nhưng cường độ của nó sẽ giảm dần khi khoảng cách từ nguồn âm tăng lên.
Tần số sóng đề cập đến số lượng dao động mà một phân tử thực hiện trong một giây, hay số chu kỳ lặp lại trong khoảng thời gian đó Tai người có khả năng phát hiện âm thanh trong dải tần số từ 20 đến 20.000Hz.
Sóng âm là sóng cơ học khác biệt với bức xạ điện từ như ánh sáng và tia X Bức xạ điện từ bao gồm các trường điện và từ dao động vuông góc với nhau, lan truyền qua chân không với tốc độ ánh sáng Trong khi đó, sự truyền âm không thể xảy ra trong chân không do không có phân tử để truyền dao động.
Siêu âm là các sóng âm tần số cao mà con ngời không thể nghe thấy, chúng là các sóng cơ có tần số > 20.000Hz
Sóng được phân thành hai loại cơ bản: sóng dọc và sóng ngang Sóng ngang xảy ra khi sự dịch chuyển của các hạt vuông góc với hướng truyền năng lượng, trong khi sóng dọc có sự chuyển động của các hạt theo cùng hướng với sóng, nghĩa là các hạt dao động tiến và lùi theo chiều sóng Một ví dụ điển hình của sóng dọc là sóng âm.
Sóng âm được phân chia theo tần số thành ba vùng: hạ âm (dưới 20Hz), âm thanh (từ 20Hz đến 20KHz) và siêu âm (trên 20KHz, với siêu âm chẩn đoán trong khoảng từ 2MHz đến 20MHz) Siêu âm được sử dụng như một công cụ chẩn đoán hiệu quả nhờ khả năng hội tụ thành các chùm tia nhỏ, giúp xác định và thăm dò cơ thể người, tương tác với cấu trúc mô để tạo ra hình ảnh.
Sóng âm, giống như các sóng cơ học thông thường, có các thuộc tính quan trọng như chu kỳ (T), bước sóng (λ), biên độ (A), tần số (f) và vận tốc âm thanh (c) Vận tốc âm thanh được xác định bởi tốc độ truyền năng lượng sóng qua môi trường, và nó phụ thuộc vào khối lượng riêng cũng như khả năng nén của môi trường đó.
Tơng tác của sóng siêu âm với mô
Phản xạ
Hình 1.1: Sự phản xạ gây ra bởi sóng âm chạm vào một bề mặt phẳng lớn dới một góc vuông
Hình 1.1 minh họa sự phản xạ của sóng âm khi chúng va chạm vào bề mặt phẳng lớn dưới góc vuông Bề mặt này có kích thước lớn hơn bề rộng của chùm tia âm thanh, tạo ra hiệu ứng phản xạ rõ rệt Cường độ sóng truyền và sóng phản xạ phụ thuộc vào trở kháng âm học của môi trường, thường có sự phân cách giữa các thành phần.
Trong siêu âm chẩn đoán, phản xạ là sự tương tác chính được quan tâm Khi chùm sóng âm được hướng vuông góc tới mặt phẳng giữa các loại mô khác nhau, một phần sóng sẽ phản xạ ngược lại nguồn âm Các mặt phân cách này, được gọi là mặt phản xạ, đóng vai trò quan trọng trong việc tạo ra hình ảnh các bộ phận chính trong siêu âm Nếu chùm sóng âm không vuông góc với mặt phân cách, góc phản xạ sẽ bằng góc tới Để tối đa hóa tín hiệu phản xạ, cần định hướng đầu dò sao cho chùm âm phát ra tác động vuông góc vào mặt phân cách.
Hình 1.2: Sự phản xạ gây ra bởi sóng âm chạm vào mặt phản xạ dới một góc
Góc phản xạ (φ R r R ) bằng góc tới (φ R i R ).
Trở kháng âm: là đại lợng đo sự hạn chế của âm thanh truyền qua môi trờng, và đợc tính theo công thức:
Z = ρ.cTrong đó: Z : trở kháng âm, đơn vị kg/m P 2 P /s hoặc g/cm P 2 P /s ρ : tỷ khối của môi trờng [kg/m P 3 P ] c : tốc độ âm trong môi trờng đó [m/s]
Sự không tương thích về trở kháng âm giữa hai môi trường lân cận ảnh hưởng đến quá trình truyền âm Khi trở kháng âm của hai môi trường giống nhau, âm thanh sẽ được truyền qua dễ dàng Ngược lại, nếu trở kháng khác nhau, một phần âm thanh sẽ bị phản xạ tại mặt phân cách Tính chất này được ứng dụng để nhận diện cấu trúc mô mềm thông qua chùm siêu âm, với lượng phản xạ phụ thuộc vào bề mặt Âm thanh sẽ phản xạ tại bề mặt phân cách mà không bị ảnh hưởng bởi độ dày của vật liệu.
Hệ số phản xạ Hệ số phản xạ đợc tính theo công thức sau: α R R R = ( )
Hệ số phản xạ (Z_R) được xác định bằng cách so sánh trở kháng âm của hai môi trường, trong đó Z_R2 là trở kháng âm của môi trường 2 và Z_R1 là trở kháng âm của môi trường 1 Để tính phần trăm phản xạ (%R), ta nhân hệ số phản xạ với 100.
Phần trăm phản xạ âm thanh tại mặt phân cách phụ thuộc vào sự chênh lệch giữa các trở kháng âm Khi âm thanh di chuyển từ nơi có trở kháng âm cao sang nơi có trở kháng âm thấp, hoặc ngược lại, mức độ phản xạ sẽ khác nhau Nếu sự khác biệt giữa các trở kháng âm nhỏ, lượng phản xạ cũng sẽ giảm.
Các tín hiệu phản xạ xảy ra khi thiết bị phát sóng siêu âm (đầu dò) chiếu vào bệnh nhân, gặp nhiều mặt phân cách trên đường đi Một phần cường độ sóng sẽ bị phản xạ, trong khi phần còn lại sẽ truyền qua mặt phân cách Độ lớn của các tín hiệu phản xạ phụ thuộc vào sự không tương thích trở kháng tại mặt phân cách đầu tiên và quá trình truyền năng lượng âm qua các mặt phân cách trong hành trình đi và về của sóng Trên đường về, mỗi mặt phân cách chỉ cho phép một phần năng lượng tín hiệu phản xạ quay lại đầu dò.
Hình 1.3 : Tín hiệu phản xạ tại ranh giới giữa các môi trờng
Hình 1.3 minh họa chùm âm tới một phantom với ba loại mô hoặc môi trường khác nhau Tại ranh giới giữa các môi trường, một phần năng lượng âm tới bị phản xạ, tạo ra tín hiệu dội 1 và 2.
Hình 1.4: Phản xạ khuếch tán
Hình 1.4 minh họa hiện tượng phản xạ khuếch tán, trong đó một chùm âm khi chiếu tới bề mặt không phẳng (vùng xám) sẽ được phản xạ theo nhiều hướng khác nhau.
Tán xạ
Sự tán xạ âm thanh diễn ra khi gặp các mặt phân cách nhỏ hơn vài bước sóng Mỗi mặt phân cách này hoạt động như một nguồn âm mới, khiến âm thanh bị phản xạ theo nhiều hướng khác nhau.
Hình 1.5 : Tán xạ Sóng tán xạ đợc phát ra theo tất cả các hớng, ở đây chỉ vẽ hai kÝch cì
Sự khúc xạ
Khi chùm siêu âm đến mặt phân cách giữa hai môi trường với góc 90 độ, một phần sẽ bị phản xạ trở lại môi trường ban đầu, trong khi phần còn lại sẽ truyền vào môi trường thứ hai mà không thay đổi hướng Ngược lại, nếu chùm tia tới mặt phân cách với một góc khác 90 độ, phần được truyền qua sẽ bị khúc xạ, làm cho hướng truyền của nó bị bẻ cong.
Hình 1.6 minh họa hiện tượng khúc xạ âm, trong đó vận tốc của chùm âm trong môi trường tới lớn hơn so với môi trường được truyền Nguyên nhân của hiện tượng này là do chùm tia bị bẻ cong theo hướng bình thường, với điều kiện φ R i R > φ R t R.
Luật Snell Sự khúc xạ sóng âm tuân theo định luật Snell, liên quan tới góc truyền và tới vận tốc của âm thanh trong hai môi trờng:
Trong đó: φ R i R là góc tới, φ R t R là góc đợc truyền
C R i R là vận tốc âm thanh trong môi trờng tới
C R t R là vận tốc âm thanh trong môi trờng đợc truyền
Nhiễu xạ
Nhiễu xạ xảy ra khi chùm siêu âm bị phân tán khi các sóng rời xa nguồn âm, với tốc độ phân kỳ tăng khi kích thước nguồn âm giảm Hiện tượng này cũng xảy ra khi chùm tia tiếp cận mặt sóng phẳng qua khe hở nhỏ khoảng một bước sóng, khiến sóng bị chặn ở mọi nơi trừ khu vực khe hở Do đó, khe hở hoạt động như một nguồn âm nhỏ, dẫn đến chùm tia phân kỳ nhanh chóng.
Hình 1.7 : Sự mở rộng của chùm tia từ một nguồn nhỏ
Hình 1.8:Sự nhiễu xạ của chùm sóng sau khi qua lỗ nhỏ
Sù giao thoa
Nếu các sóng có cùng tần số và cùng pha, chúng giao thoa cộng hởng và gây ra tăng biên độ
Nếu các sóng có cùng tần số nhng khác pha, sự giao thoa của chúng triệt tiêu nghĩa là làm giảm biên độ
Sự giao thoa giữa các sóng siêu âm, từ triệt tiêu hoàn toàn đến cộng hưởng hoàn toàn, tạo ra những kết quả phức tạp Hiện tượng này rất quan trọng trong thiết kế đầu dò siêu âm, vì nó ảnh hưởng trực tiếp đến tính đồng nhất của cường độ chùm tia trong trường siêu âm.
Sự hội tụ của chùm siêu âm trong ảnh thời gian thực dựa trên nguyên tắc giao thoa sóng, trong đó các sóng có cùng tần số khi kết hợp tạo ra “phách” Phương pháp này được ứng dụng trong siêu âm Doppler để cải thiện độ chính xác và hiệu quả của việc chẩn đoán.
Hình 1.9: Giao thoa sóng Sóng ở b) có tần số hơi khác sóng ở a) nên c) là tổng của hai sóng
Sù hÊp thô
Sự hấp thụ siêu âm phụ thuộc vào nhiều yếu tố, bao gồm tần số chùm tia, độ nhớt và thời gian hồi phục của môi trường Thời gian hồi phục là chỉ số quan trọng, thể hiện tốc độ mà các phân tử trở về vị trí ban đầu sau khi bị tác động bởi lực.
Nếu một vật liệu có thời gian phục hồi ngắn, các phân tử sẽ quay về vị trí ban đầu trước khi sóng tiếp theo đến Ngược lại, nếu thời gian phục hồi dài, các phân tử có thể vẫn đang trở về vị trí ban đầu khi sóng tác động vào chúng Việc dừng và chuyển hướng các phân tử cần nhiều năng lượng lớn, dẫn đến việc tạo ra nhiều nhiệt hơn do hấp thụ.
Khả năng di chuyển của các phân tử qua nhau quyết định độ nhớt của môi trường, với độ nhớt cao gây ra sự cản trở lớn cho dòng chảy của các phân tử.
Tần số ảnh hưởng đến sự hấp thụ liên quan đến độ nhớt và thời gian hồi phục Khi tần số tăng, các phân tử dao động mạnh mẽ hơn, tạo ra nhiều nhiệt do ma
Độ suy giảm
Độ suy giảm âm thanh là kết quả của cả tán xạ và hấp thụ khi sóng âm đi qua môi trường, và được mô tả bằng hàm mũ.
A = Ao.exp(-a.z) (1.3) Trong đó: A là biên độ đỉnh của chùm tia tại khoảng cách z
Ao là biên độ đỉnh ban đầu của chùm tia a, được xác định bởi hệ số suy giảm, bao gồm tổng hệ số tán xạ (a R s R) và hệ số hấp thụ (α), với công thức a = a R s R + α Các hệ số này phản ánh mức độ suy giảm tương ứng theo biên độ trên mỗi đơn vị chiều dài trong quá trình hấp thụ, tán xạ, và cả hai quá trình Đơn vị đo cho hệ số này là neper (Np) trên xăngtimét.
Cờng độ của chùm siêu âm
Công thức cờng độ
Cường độ của một chùm siêu âm tỷ lệ với bình phương áp suất, sự dịch chuyển và vận tốc của hạt Công thức cường độ tức thời được thể hiện như sau: pi = Ri RP^2.
Trong đó p R i R là áp suất âm tức thời c là vận tốc âm ρ là tỷ trọngCờng độ trung bình: I = p P 2 P /(2ρc) (1.5)
Suy giảm cờng độ
Cờng độ chùm tia cũng giảm theo hàm số mũ với khoảng cách, theo công thức:
Với I là cờng độ tại điểm quan tâm
Z là khoảng cách chùm tia đã đi à là hệ số suy giảm cờng độ Hệ số suy giảm cờng độ liên quan tới hệ số suy giảm biên độ: à= 2α
Công suất
Công suất (W) là đại lợng đo bằng tổng năng lợng đợc truyền trong một đơn vị thời gian trên toàn bộ vùng mặt cắt ngang chùm tia
Công suất phát siêu âm từ đầu dò không cố định và thay đổi theo chu kỳ sóng Để xác định công suất trung bình, cần tính toán công suất siêu âm trong một khoảng thời gian nhất định, từ đó áp dụng công thức W = c × diện tích.
Decibel
Việc đo lường giá trị tuyệt đối của công suất và cường độ chùm siêu âm, đặc biệt là đối với các chùm chẩn đoán xung, gặp nhiều khó khăn do cần xem xét các thuộc tính không gian và thời gian.
Mặc dù không thể thiết lập cường độ tham khảo chuẩn cho siêu âm, một phương pháp hữu ích để phát hiện sự giảm cường độ của chùm tia là sử dụng các phương pháp đo liên quan Cụ thể, phương pháp này so sánh giá trị tại một điểm với cường độ tham khảo tại một điểm khác.
Các phơng pháp đo liên quan đợc tạo ra dới đơn vị decibel (dB) Mức hoặc độ biến đổi cờng độ đợc cho ở dB là:
I ở đây I là cờng độ tại điểm quan tâm và R 0 R là cờng độ ban đầu hoặc tham chiÕu
Một lợi ích của đơn vị đo decibel (dB) là khả năng biểu diễn các mức công suất và cường độ trong một phạm vi rộng một cách ngắn gọn Decibel không chỉ giới hạn ở các thông số công suất và cường độ, mà còn có thể được sử dụng để mô tả nhiều đại lượng khác nhau như biên độ, mức nhiễu, phần trăm phản xạ và các đại lượng liên quan khác.
Lớp nửa giá trị (HVL – Half Value Layer)
Lớp nửa giá trị (HVL) của vật liệu là độ dày cần thiết để giảm cường độ bức xạ xuống một nửa so với giá trị ban đầu Bảng dưới đây trình bày mối quan hệ giữa tỷ lệ cường độ (dB) và HVL, giúp hiểu rõ hơn về đặc tính hấp thụ của vật liệu.
Bảng 1.1 Quan hệ giữa tỷ lệ cờng độ, dB và HVL
Phần trăm âm còn lại I/I R 0 dB HVL
Công thức biên độ cho dB
Do bình phơng của biên độ tỷ lệ với cờng độ, nên có công thức:
A P 2 P / (A R 0 R ) P 2 P = I/I R 0 R (1.8) Trong đó Ao là biên độ đỉnh ban đầu của chùm tia
A là biên độ đỉnh tại điểm quan tâm Thay vào công thức (1.7) có: dB = 10 log10 (A/A R 0 R ) P 2 P (1.9)
Decibel và HVL
Giảm 9dB cường độ từ bề dày vật liệu có 3HVL có nghĩa là 9dB chia cho 3dB/HVL bằng 3HVL Dưới đây là bảng liệt kê HVL cho các vật liệu ở các tần số khác nhau.
Bảng 1.2: Các mức nửa công suất (theo cm) tại các tần số khác nhau
Nếu số HVL (n) đa ra cho một chùm siêu âm đã biết, việc giảm cờng độ có thể đợc tính theo công thức:
Tính toán suy giảm
Suy giảm cờng độ theo dB gây bởi sự suy giảm khi chùm siêu âm qua một môi trờng đợc tính bởi công thức:
Suy hao (dB) được tính theo công thức Suy hao (dB) = àfz, trong đó à là hệ số suy giảm cường độ tính theo dB/cm/MHz, f là tần số sóng siêu âm tính theo MHz, và z là khoảng cách truyền trong môi trường tính theo cm.
Sự suy giảm cường độ so với cường độ tham chiếu bao gồm một dấu âm, tuy nhiên dấu âm này không có trong công thức tính cường độ tuyệt đối Khi sóng siêu âm truyền qua một môi trường, cường độ luôn bị giảm, do đó cần lưu ý rằng hệ số suy giảm cường độ ở mỗi mô là riêng biệt, giải thích cho tốc độ suy giảm khác nhau của từng loại mô Sự suy giảm nhanh cho thấy giá trị hệ số suy giảm cường độ cao, và khi sử dụng kết quả trong công thức tính cường độ tuyệt đối, cần phải bao gồm dấu âm để phản ánh chính xác cường độ mất do suy giảm.
Khả năng đâm xuyên của sóng âm tần số cao kém hơn so với sóng âm tần số thấp, dẫn đến sự suy giảm trong khả năng truyền qua mô Hơn nữa, khi có mặt phản xạ ở độ sâu lớn hơn, các tín hiệu dội lại sẽ có cường độ giảm dần, vì vậy cần sử dụng bộ khuếch đại tùy thuộc vào độ sâu để tăng cường độ lớn của tín hiệu nhận được.
Xác định cờng độ dội (ECHO)
Mặt phân cách xơng – mô
Khi chùm siêu âm tiếp xúc với mặt phân cách giữa xương và mô, tín hiệu sẽ được phản hồi về đầu dò Bề dày xương ảnh hưởng đáng kể đến cường độ chùm siêu âm do hệ số suy giảm lớn Sự suy giảm này là lý do chính khiến xương thường bị tránh trong các kiểm tra siêu âm, đồng thời tạo ra lượng phản xạ lớn tại các mặt phân cách xương-mô mềm.
Suy giảm và suy hao phản xạ
Suy giảm đề cập đến tất cả các quá trình làm giảm cường độ siêu âm, ngoại trừ phản xạ Suy hao từ suy giảm và phản xạ thường được biểu diễn bằng đơn vị dB Để chuyển đổi phần trăm phản xạ sang dB, chúng ta điều chỉnh công thức bằng cách thay thế I R 0 R với 100 và I với phần trăm phản xạ, đồng thời đảo ngược phân số trong hàm loga để loại bỏ dấu âm.
Không có dấu âm vì ký hiệu "suy hao" chỉ ra rằng sự phản xạ luôn dẫn đến giảm cường độ Hơn nữa, các suy hao từ suy giảm và phản xạ được biểu diễn dưới dạng dB, giúp dễ dàng cộng và kết hợp chúng.
Tính toán cờng độ
Khi tổng hợp các suy giảm từ các nguồn như hấp thụ, phản xạ, khúc xạ và tán xạ ở mức dB, có thể tính toán tỷ lệ cường độ với suy hao 30dB Công thức (1.7) cho thấy cường độ gốc đã bị giảm xuống 1000 lần.
Tỷ lệ cờng độ có thể đợc sử dụng để tính toán giá trị cờng độ thực cho I hoặc I R 0 R
Xác định dải dội
Cách tạo ảnh bằng siêu âm
Chế độ A trong siêu âm hoạt động dựa trên nguyên lý đo xa bằng tín hiệu dội, cho phép hiển thị hình ảnh của vật chất thông qua biên độ các xung phản xạ (A: Amplitude) Sóng siêu âm dạng xung được phát đi và thu nhận các tín hiệu dội tại các mặt phân cách trong cơ thể bệnh nhân Do đó, chế độ này chỉ có khả năng khảo sát các cấu trúc nằm dọc theo hướng truyền của sóng siêu âm.
Chế độ A hiển thị tín hiệu dội bằng cách xác định dải tín hiệu phản xạ từ các mặt phân cách trong cơ thể Khi chùm tia siêu âm được truyền vào, một phần năng lượng bị phản xạ quay lại đầu dò, tạo ra tần số sóng điện từ (RF) được khuếch đại và xử lý Biên độ tín hiệu chuyển thành xung nhọn trên màn hình, với độ cao phụ thuộc vào hệ số phản xạ của mặt phân cách Thời gian trễ giữa phát và nhận tín hiệu giúp xác định độ sâu của mặt phân cách, và sự phối hợp của xung thời gian là quan trọng để hiệu chỉnh vị trí xung nhọn chính xác Đầu dò quét theo một hướng với tần số lặp xung (PRF) ít nhất 1000 lần trong 1 giây để duy trì hình ảnh không thay đổi Biến đổi cường độ tín hiệu do hệ số phản xạ khác nhau ở các mặt phân cách làm yếu chùm tia Bù khuếch đại thời gian giúp khắc phục sự suy giảm tín hiệu, với mặt phản xạ tốt ở xa đầu dò tạo ra tín hiệu lớn hơn Quét hình chế độ A cung cấp thông tin về không gian và khoảng cách giữa các mặt phân cách, cho phép phát hiện các mặt phân cách dọc theo hướng lấy mẫu Hình 2.1 minh họa ba mặt phân cách với các xung nhọn khác nhau, trong đó mặt phân cách I tạo ra tín hiệu lớn hơn so với II và III, duy trì mối quan hệ không gian của các cấu trúc quan sát.
Hình 2.1: Quét hình chế độ A và hiển thị: a) Mặt phân cách (I,II,III); b) Biểu diễn tơng ứng của ba mặt phân cách
Sau đây là sơ đồ khối của máy quét hình chế độ A.
Hình : Mô phỏng máy quét dạng A để từng bớc xử lí tín hiệu TGC, khuếch đại, tích phân và đặt ngỡng trớc khi hiển thị
Bộ đồng bộ chủ khởi động quá trình quét hình bằng cách yêu cầu máy phát gửi xung điện áp tới đầu dò, kích thích tinh thể và tạo ra sóng siêu âm xung hướng tới người bệnh Đồng thời, bộ đồng bộ chủ kích hoạt đồng hồ đo thời gian từ khi truyền xung siêu âm đến khi nhận tín hiệu dội lại, giúp xác định chiều sâu của mặt phân cách dựa trên vận tốc không đổi của sóng siêu âm trong mô mềm (1540m/s) Khi đầu dò được kích thích, máy đồng bộ chủ yêu cầu màn hình di chuyển chùm tia điện tử trên màn hình ống tia cathode.
Tốc độ quét trong CRT tương ứng với mỗi 1cm là 13às, khi xung siêu âm truyền từ đầu dò, một phần năng lượng bị phản xạ tại mỗi mặt phân cách Việc lấy mẫu bị giới hạn bởi độ rộng của chùm tia, và năng lượng phản xạ quay trở về đầu dò dưới dạng tín hiệu dội Khi tín hiệu dội đến đầu dò, tín hiệu điện được tạo ra trên tinh thể nhờ hiệu ứng áp điện và được xử lý để hiển thị Tín hiệu xử lý được đặt lên phiến làm lệch trong CRT, giúp dịch chuyển chùm tia điện tử theo chiều dọc trong khi quét Độ cao làm lệch biểu thị độ lớn của tín hiệu dội, trong khi vị trí theo trục ngang biểu thị chiều sâu của mặt phẳng phân cách Ảnh chế độ A là ảnh một chiều của biên độ tín hiệu dội phụ thuộc vào chiều sâu, và chùm tia hẹp lấy mẫu cấu trúc dọc theo đường quét Khi đầu dò và mặt phân cách cố định, vệt xuất hiện không thay đổi do màn CRT được hiện hình lại với tốc độ của tần số lặp xung, và để quan sát được những đường quét khác nhau, đầu dò cần phải di chuyển tới những vị trí khác nhau.
Tuy nhiên nhợc điểm của chế độ A là chỉ đo đợc kích thớc vật chất cần nghiên cứu, không cho phép nhận dạng vật chất
Ghi hình ảnh kiểu A gây khó khăn cho bác sĩ trong việc hình dung cấu trúc vật chất cần thăm dò Để khắc phục điều này, phương pháp ghi hình kiểu B đã được phát triển, sử dụng tín hiệu từ kiểu A để điều chế độ sáng của ảnh Trong chế độ B, biên độ tín hiệu được biểu diễn bằng độ sáng của chấm sáng trên màn hình, với tín hiệu có biên độ cao tạo ra độ sáng lớn hơn Đường kính của chấm sáng tương ứng với độ rộng xung phản xạ, trong khi vị trí của nó biểu thị độ sâu từ đầu dò Thay vì chỉ yêu cầu dữ liệu từ một đường quét đơn, chúng ta thường quan tâm đến cấu trúc hình ảnh hai chiều của vùng khảo sát Điều này được thực hiện thông qua việc quét ảnh chế độ B kết hợp, cho phép tạo ra hình ảnh phản xạ từ các cấu trúc bên trong cơ thể Bệnh nhân được quét từ nhiều hướng khác nhau, giúp tạo ra ảnh hai chiều hoàn chỉnh, thuận lợi cho việc mô tả đường nét chung của bệnh nhân và các bộ phận bên trong Quá trình quét hình chế độ B kết hợp tạo ra hình ảnh tĩnh, được coi là ảnh dừng của các bề mặt phản xạ.
Hình 2.3 : So sánh màn hình chế độ A và B
Hình 2.3 so sánh màn hình chế độ A và B, trong đó: a) Vị trí của đầu dò chỉ đường quét lấy mẫu; b) Ở chế độ quét B, các mặt phân cách được biểu diễn bằng các điểm có độ sáng thay đổi dọc theo đường quét; c) Trong chế độ quét A, chúng được biểu diễn bằng các xung nhọn có độ cao biến thiên.
Hình 2.4 minh họa quá trình quét hình chế độ B kết hợp, trong đó đầu dò được di chuyển để kiểm tra người bệnh qua các đường quét khác nhau Trên màn hình, các mặt phân cách được sắp xếp thành một chuỗi các điểm dọc theo đường quét, tạo ra hình ảnh rõ ràng và chi tiết cho việc chẩn đoán.
Vấn đề chính khi quét hình ở chế độ B mà không đưa ra chế độ A là định vị và lưu trữ thông tin đường quét Để xây dựng hình ảnh, cần xác định chính xác vị trí đầu dò, bao gồm vị trí dọc, ngang và góc của nó Đầu dò được gắn vào một máy quét đặc biệt hoặc cánh tay định vị, giúp chỉ thị vị trí tương đối để đo độ sâu chính xác Cánh tay định vị cần linh hoạt để điều chỉnh góc quét, đồng thời phải ổn định để đảm bảo lựa chọn thông tin trong hình ảnh một cách chính xác.
Vị trí mặt phân cách trên màn hình được điều chỉnh thông qua việc tác động vào phiến làm lệch X và Y bằng điện thế từ máy phát định vị Các đầu đo gắn
Cánh tay định vị cần đảm bảo rằng thông tin tín hiệu từ một mặt phân cách sẽ hiển thị trên màn hình ở cùng một vị trí, bất kể hướng của đầu dò Điều này có nghĩa là mặt phân cách phải được đặt chính xác để hiển thị đồng nhất trên màn hình khi đối tượng được nhìn từ các hướng khác nhau Nếu định vị không chính xác, mặt phân cách có thể gây ra hiện tượng méo hình ảnh.
Quá trình lưu trữ tín hiệu là một yếu tố quan trọng trong quét hình chế độ B, yêu cầu lưu giữ các mức tín hiệu tại các vị trí thích hợp để hiển thị Khi đầu dò di chuyển trong quét hình chế độ A, dấu vết trên màn hình CRT có thể thay đổi, nhưng thông tin từ vị trí trước đó không được lưu giữ Để duy trì dấu vết, đầu dò cần giữ ở một vị trí đã được vạch ra dọc theo đường quét đơn, với màn hình được cập nhật liên tục bằng thông tin giống nhau, lặp lại với tốc độ của tần số lặp lại xung PRF Nếu quét xung quanh bệnh nhân ở chế độ B, các vệt đầu tiên có thể biến mất khỏi màn hình trước khi ảnh tổng thể hoàn tất, quá trình này thường mất từ 10 đến 20 giây.
Hình 2.5: Máy quét chế độ B Máy quét chế độ A cơ bản đợc cải biến thêm bao gồm cánh tay quét, máy phát định vị và màn hình lu giữ
Máy quét chế độ M (Motion mode) là thiết bị đầu tiên được sử dụng để nhận dạng chuyển động trong siêu âm chẩn đoán Thiết bị này tập trung vào việc phân tích chuyển động của các mặt phân cách, bao gồm tốc độ, biên độ và hình dạng của chuyển động, và còn được biết đến với các tên gọi khác như chế độ TM (time motion) hoặc PM (position mode).
Chế độ A sử dụng các xung nhọn để biểu thị biên độ, cho phép theo dõi chuyển động tiến hoặc lùi của các mặt phân cách trên màn hình, từ đó chỉ ra sự thay đổi vị trí của chúng Tuy nhiên, chế độ này có hạn chế là chỉ đo được kích thước của vật chất mà không thể nhận dạng được loại vật chất Ngoài ra, khi đo chuyển động, xung quanh mặt phân cách sẽ xuất hiện các đường biên mê.
Hình 2.6: So sánh hiển thị chế độ quét A, B và M đối với mặt phân cách tĩnh và chuyển động
Chuyển động của các mặt phân cách trong quét chế độ B hai chiều gây ra những vấn đề tương tự Để khắc phục hiện tượng này, phương pháp quét mới được giới thiệu là quét chế độ M.
Quét chế độ M là phương pháp ghi lại chuyển động của các chấm trong chế độ B kết hợp với thời gian, thu nhận dữ liệu trên một đường giống như chế độ A mà không cần cánh tay định vị Đầu dò chuyển động quan sát một đường khác, với tín hiệu từ đồng bộ chủ làm lệch quét chùm điện tử ngang màn hình với tốc độ từ 25 đến 100 cm/s, và có thể có tốc độ quét khác Trong một chiều khác, các chấm sáng trong chế độ B hiển thị biến đổi độ sâu của các mặt phân cách dọc theo đường quét, với độ sáng của chấm tương ứng với đặc tính phản xạ của mặt phân cách Các mặt phân cách tĩnh hiển thị dưới dạng đường thẳng trên màn hình, trong khi các mặt chuyển động có dạng sóng dao động.
Hình 2.7: Máy quét chế độ M
Đầu dò
Đầu dò siêu âm là bộ phận quan trọng của hệ thống thiết bị siêu âm, có nhiệm vụ tiếp xúc trực tiếp với cơ thể bệnh nhân để phát và thu nhận sóng siêu âm Bên trong đầu dò, có một hoặc nhiều tinh thể áp điện, thường được làm từ vật liệu như gốm PZT, giúp chuyển đổi năng lượng điện thành sóng siêu âm và ngược lại.
Hiệu ứng áp điện là hiện tượng cho phép một số vật liệu tự nhiên chuyển đổi năng lượng điện thành năng lượng cơ học và ngược lại, từ năng lượng cơ học thành năng lượng điện Các vật liệu này được gọi là vật liệu mang tính áp điện.
Hiệu ứng thuận là hiện tượng xảy ra khi tác động lực cơ học lên tinh thể gốm, dẫn đến sự xuất hiện điện tích trái dấu trên mặt giới hạn của tinh thể Khi nén hoặc kéo giãn tinh thể theo những phương đặc biệt, giữa hai bề mặt sẽ hình thành một hiệu điện thế Sóng siêu âm, là sóng cơ học, khi va chạm với bề mặt tinh thể gốm, tạo ra chuỗi xung điện có độ lớn tỷ lệ với cường độ sóng âm, minh chứng cho hiệu ứng áp điện thuận.
Hiệu ứng áp điện nghịch là hiện tượng khi đặt một hiệu điện thế lên tinh thể gốm áp điện, tinh thể sẽ giãn nở hoặc nén lại tùy thuộc vào chiều của điện thế Khi áp dụng hiệu điện thế xoay chiều, tinh thể gốm sẽ nén giãn theo tần số của điện thế, tạo ra áp lực nén và giãn liên tục, dẫn đến việc phát sinh sóng âm Kích thước và công nghệ chế tạo tinh thể gốm ảnh hưởng đến tần số của tia siêu âm mà chúng ta thu được.
Hiệu ứng áp điện được ứng dụng trong siêu âm chẩn đoán để phát và nhận tín hiệu siêu âm Khi tinh thể được cấp điện áp, chúng sẽ tạo ra sóng siêu âm Ngược lại, khi sóng siêu âm phản xạ trở lại, chúng sẽ tạo ra tín hiệu điện áp ở đầu ra của tinh thể.
H×nh 2.9: Phát và thu sóng siêu âm
2.1.2.2 Cấu tạo đầu dò siêu âm dùng tinh thể áp điện Đầu dò là thiết bị thu phát tín hiệu siêu âm với thành phần chính là một tinh thể vật liệu áp điện với các điện cực ở các mặt đối xứng nhau nhằm tạo ra lực tác động dọc trục Để nâng cao sự truyền năng lượng đến và về từ bệnh nhân các điện cực thường được làm bằng một lớp mạ mỏng bằng vàng hoặc bạc trên bề mặt của tinh thể
Hình 2.10: Cấu tạo đầu dò
2.1.2.3 Hình dạng của chùm tia siêu âm
Sóng siêu âm, thuộc loại sóng cơ học, tuân theo hiện tượng giao thoa và nguyên lý Huyghen Khi áp dụng cho mặt sóng phát ra từ bề mặt cảm biến của đầu dò siêu âm, ta nhận thấy rằng khi tỉ số giữa đường kính cảm biến (khẩu độ) và độ dài bước sóng tăng, khoảng cách từ cảm biến đến vị trí chùm tia bắt đầu phân kỳ cũng tăng, trong khi độ phân kỳ giảm.
Hình dạng chùm tia siêu âm được phân tích dựa trên nguyên lý Huyghen, cho phép tính toán sự thay đổi cường độ chùm tia từ cảm biến Đối với chùm tia siêu âm của cảm biến dạng đĩa mỏng với khẩu độ D, phần lớn năng lượng chùm tia tập trung ở bề mặt, tạo thành hình trụ ở vùng gần và hình nón ở vùng xa Góc θ, được tính theo công thức sinθ = 1.22, giúp xác định đặc tính phân kỳ của chùm tia.
H×nh 2.12 : Hội tụ chùm tia siêu âm
Cường độ chùm tia siêu âm dọc trục thay đổi theo khoảng cách, với sự biến đổi rõ rệt trong vùng gần (vùng Fresnel) và sự giảm dần trong vùng xa (vùng Fraunhofer) Chiều dài vùng gần (Z R m R) được xác định bằng công thức cụ thể.
2.1.2.4 Độ phân giải của đầu dò Độ phân giải dọc : Là khả năng phân biệt hai vật nằm trên trục truyền của chùm tia siêu âm Độ phân giải dọc còn chỉ ra vật nhỏ nhất có thể được phát hiện theo đường truyền của chùm tia Với bước sóng không đổi, xung càng ngắn thì độ phân giải dọc tăng
Here is the rewritten paragraph:Độ phân giải ngang của đầu dò siêu âm là khả năng phân biệt hai vật thể gần nhau nằm trên đường thẳng vuông góc với trục chùm tia, cho phép chùm tia siêu âm phát hiện ra các vật thể nằm cắt đường chùm tia Đây là thông số chính để đánh giá chất lượng hình ảnh siêu âm chẩn đoán, quyết định khả năng phát hiện và chẩn đoán bệnh chính xác.
H×nh 2.14: Độ phân giải ngang của đầu dò
2.1.2.5 Các phơng pháp quét của đầu dò siêu âm a, Phơng pháp quét cơ học
Phương pháp quét siêu âm sử dụng đầu dò cơ khí, cần động cơ để quay chùm tia qua cảm biến, cho phép điều chỉnh góc thu phát Cảm biến hoạt động trong môi trường dầu nhớt, với tia siêu âm truyền qua cửa sổ trên màng Plastic Các loại đầu dò cơ khí bao gồm dịch chuyển thẳng, gương phản xạ quay, đầu dò dao động và bánh quay Bên cạnh đó, phương pháp quét điện tử cũng được áp dụng trong quá trình này.
Phương pháp này sử dụng các tia siêu âm được quét thông qua việc điều khiển điện tử, cho phép đóng mở nguồn nuôi các tinh thể theo thứ tự thời gian Khi nguồn phát là nguồn điểm, tia siêu âm sẽ lan truyền theo mọi hướng Tuy nhiên, khi kích hoạt nhiều tinh thể gần nhau cùng lúc, các điểm trên cùng một chu kỳ sẽ hình thành một mặt phẳng gọi là mặt sóng, và hướng truyền của tia siêu âm sẽ vuông góc với mặt sóng này.
H×nh 2.15 :Phương pháp quét điện tử của đầu dò mảng tuyến tính
* Đầu dò mảng tuyến tính (Linear Array):
Nguyên lý làm việc của đầu dò siêu âm dựa trên cấu trúc gồm n đơn tinh thể, trong đó tia siêu âm được phát ra từ một nhóm m tinh thể xếp cạnh nhau Quá trình dịch chuyển chùm tia quét diễn ra bằng cách tắt tinh thể đứng đầu nhóm và bật thêm một tinh thể cuối cùng thông qua việc điều khiển khóa điện tử Nhờ đó, chùm tia siêu âm sẽ được dịch chuyển một khoảng bằng chiều rộng của một đơn tinh thể.
Để tăng số đường ảnh gấp đôi, đầu dò mảng tuyến tính thay đổi số lượng tinh thể được kích hoạt Quá trình bắt đầu bằng việc phát tia siêu âm với m tinh thể đầu tiên và thu tín hiệu trong thời gian tắt tinh thể Sau đó, một tinh thể kế tiếp được bật mà không tắt tinh thể đầu tiên, cho phép thu phát với nhóm m+1 tinh thể Tiếp tục kích hoạt m phần tử tiếp theo từ phần tử thứ hai, tia quét sẽ dịch chuyển đến cuối dãy tinh thể với khoảng dịch chuyển bằng độ rộng của một đơn tinh thể.
siêu âm doppler
Hiệu ứng Doppler
Hiệu ứng Doppler là sự thay đổi tần số mà người quan sát nhận thấy khi có chuyển động tương đối giữa nguồn phát sóng và đầu thu Hiện tượng này dẫn đến sự chênh lệch giữa tần số của chùm siêu tới và tần số của các tín hiệu phản hồi, được gọi là dịch tần Doppler.
Hiệu ứng Doppler xảy ra khi một nguồn âm, như tàu hoả, di chuyển gần hoặc xa so với người quan sát đứng yên Khi tàu tiến lại gần, âm thanh phát ra trở nên rõ ràng hơn, trong khi khi tàu di chuyển ra xa, âm thanh trở nên nhỏ hơn Sự thay đổi này được gọi là tần số Doppler, phản ánh sự biến đổi tần số sóng âm do sự di chuyển tương đối giữa nguồn phát và nguồn thu Tần số Doppler thường nằm trong dải âm thanh mà con người có thể nghe thấy.
Hiệu ứng Doppler là một phương pháp quan trọng trong việc tạo ảnh dòng chảy, ảnh hưởng bởi sóng siêu âm và dòng máu Trong quá trình chụp ảnh mạch máu, các tế bào máu, đặc biệt là hồng cầu, đóng vai trò là các vật thể chuyển động để tạo ra hình ảnh.
Có ba nhân tố chính: vận tốc , hướng chùm tia và góc để xác định dịch tần Doppler theo công thức sau: f R d
= 2f R 0 R vcos φ/c trong đó: c: tốc độ âm, v: vận tốc vật phản xạ, f R
0 R : tần số phát sóng siêu âm, φ: góc giữa chùm tới và đường phản xạ
Các kỹ thuật Doppler
Siêu âm Doppler cho mạch máu yêu cầu tần số siêu âm cao để tăng cường tín hiệu dội từ máu, do các vật tán xạ rất nhỏ Tuy nhiên, việc tăng tần số cũng đồng nghĩa với việc tăng tốc độ suy giảm chùm âm Do đó, khi lựa chọn tần số tối ưu để đo lưu lượng máu, cần cân nhắc kỹ lưỡng, đặc biệt là liên quan đến độ sâu của mạch cần đo.
Hiện nay có c k thuác ỹ ật Doppler là: Doppler dùng biến đổi Fourier nhanh (FFT Doppler), Doppler màu, Doppler năng lượng và Doppler mô
2.2.2.1 FFT Doppler (Doppler dùng biến đổi Fourier nhanh) trong việc khảo sát dòng chảy bằng kỹ thuật Doppler, tín hiệu Doppler thu nhận đợc khá phức tạp do sự có mặt của nhiều thành phần vận tốc trong một dòng chảy Để khảo sát ngời ta phân tích tín hiệu phức tạp này thành những thành phần tần số riêng biệt có biên độ tơng ứng và diễn biến theo sự diễn biến của thời gian Quá trình này gọi là phân tích phổ, đợc thực hiện nhờ thuật toán phân tích Fourier nhanh(F.F.T - Fast Fourier Transform) Phổ tần số theo thời gian thu đợc gọi là hổ Doppler Phổ Doppler của dòng chảy với các giá trị p tần số đợc biểu thị trên trục tung, thời gian diễn biến của dòng chảy đợc biểu thị trên trục hoành, độ lớn hay biên độ của mỗi thành phân tần số đợc biểu thị bằng độ sáng tối theo thang xám của màn hình
Trong kỹ thuật thu nhận tín hiệu siêu âm, người ta thường sử dụng hai dạng sóng siêu âm chính là sóng liên tục và sóng xung Một trong những dạng sóng này là sóng liên tục Doppler (CW - Continuous Wave).
Doppler sóng liên tục đợc dùng để phân tích dòng chảy rất nhanh, nh là dòng chảy nhanh bất thờng nào đó
Các thiết bị Doppler sóng liên tục sử dụng các phần tử transducer độc lập cho quá trình phát và thu sóng siêu âm, nhằm tránh việc tín hiệu phản xạ yếu bị át bởi tín hiệu phát Mỗi phần tử áp điện được cắt thành hình bán nguyệt và đặt hơi nghiêng để tạo ra vùng giao nhau giữa các chùm sóng phát và thu Vùng này là nơi nhạy nhất của transducer, nơi các vật tán xạ tạo ra tín hiệu Doppler có biên độ lớn nhất.
Máy phát sóng liên tục, như mô tả trong hình 2.20, kích thích transducer siêu âm thông qua tín hiệu điện hình sin, tạo ra sóng âm với tần số f R 0.
Các tín hiệu phản xạ từ vật phản xạ và sóng dội về từ vật tán xạ sẽ đến transducer, tạo ra tín hiệu điện gửi đến bộ khuếch đại thu Tín hiệu này sau đó được khuếch đại nhiều lần trước khi được đưa vào bộ giải điều biến.
Sơ đồ khối thiết bị siêu âm Doppler liên tục cho thấy tín hiệu phản xạ được kết hợp với tín hiệu chuẩn từ máy phát, tạo ra một dạng sóng phức tạp Kết quả là một tín hiệu hỗn hợp, bao gồm các tín hiệu có tần số bằng tổng của tần số chuẩn và tần số phản xạ, cùng với một tín hiệu khác thể hiện sự khác biệt giữa tần số chuẩn và tần số phản xạ Tín hiệu có tần số sai khác này được gọi là tín hiệu Doppler.
Bằng cách sử dụng các bộ lọc, tín hiệu phức tạp được cách ly để chặn tất cả các tần số cao, chỉ giữ lại tín hiệu Doppler tần số thấp (20kHz và nhỏ hơn) ở đầu ra Tín hiệu tần số cao sau đó được đưa vào quá trình giải điều biến, trong khi bộ lọc loại bỏ hình ảnh của các tín hiệu Doppler tần số thấp từ các vật phản xạ dịch chuyển chậm như thành mạch Bộ lọc này là lọc thông cao và được điều chỉnh bởi người vận hành Một trong những ưu điểm của Doppler sóng liên tục là khả năng tách biệt và phân tích các tín hiệu cần thiết.
- Tính toán đợc thời gian dựa vào sự phân tích phổ
- Phân tích đợc đối tợng với tốc độ chuyển động rất nhanh.
- Không hỗ trợ ảnh 2 chiều
- Khó khăn khi dùng với các mạch máu nằm sâu trong ổ bụng
Kỹ thuật Doppler xung PW (Pulse Wave) sử dụng một tinh thể trên đầu dò để phát và thu sóng âm, chỉ ghi nhận các xung phản hồi tại vị trí lấy mẫu (cổng - gate) Kích thước và độ sâu của vùng lấy mẫu có thể điều chỉnh, cho phép phân biệt tín hiệu Doppler ở các độ sâu khác nhau Tần số xung hoàn toàn xác định, với một số thiết bị cho phép thay đổi thời khoảng xung để cải thiện độ nhạy Việc sử dụng nhiều chu kỳ xung sẽ nâng cao độ nhạy và chất lượng hoạt động của mạch Doppler, nhưng có thể làm tăng mức độ chiếu âm cho bệnh nhân và giảm độ phân giải dọc Khoảng thời gian T cho xung đi và về quyết định thời gian ngắn nhất giữa hai chuỗi xung, do đó độ lặp lại của các chuỗi xung phát (PRF) không thể lớn hơn 1/T.
Giá trị của PRF nằm trong khoảng độ lệch tần số Doppler ∆f, giúp PW-Doppler xác định vị trí dòng chảy Tuy nhiên, phương pháp này có nhược điểm khi đo các dòng chảy có vận tốc cao, dẫn đến hiện tượng aliasing (ảnh giả).
Hiện nay, việc kết hợp W Doppler và hình ảnh siêu âm hai chiều đã trở thành phương pháp phổ biến trong chẩn đoán y tế Hình siêu âm hai chiều cung cấp thông tin chi tiết về cấu trúc giải phẫu và kích thước mẫu lấy, trong khi W Doppler cho biết thông tin về dòng chảy và chuyển động trong cấu trúc cần khảo sát Sự kết hợp này, được gọi là Duplex Sonography, giúp bổ sung thông tin lẫn nhau Các thiết bị Sonography hiện đại cho phép xác định hướng dòng chảy so với chùm tia siêu âm, từ đó tính toán tốc độ dòng chảy một cách chính xác.
Hình 2.22: Sơ đồ khối thiết bị Doppler xung
Doppler xung sử dụng khối khuếch đại và giải điều chế tín hiệu phản xạ tương tự như thiết bị Doppler sóng liên tục, đồng thời tích hợp "cổng phạm vi" để tách tín hiệu ở độ sâu yêu cầu Tín hiệu tách này được lưu giữ tạm thời trong bộ lấy mẫu và giữ mẫu, chờ đợi một xung truyền khác Khi bộ phản xạ trong vùng cổng chuyển động, tín hiệu phản xạ được tập hợp tuần tự theo sự khác biệt nhỏ về pha, điều này sẽ được thể hiện trong quá trình xử lý Doppler tại bộ giải điều chế Chu trình này lặp lại liên tục, dẫn đến việc tín hiệu Doppler từ các cổng dần dần được hình thành tại bộ lấy và giữ mẫu.
Hình 2.23 : Tín hiệu Doppler xung
Hình 2.23 minh họa quá trình tạo tín hiệu Doppler xung khi vật phản xạ di chuyển về phía transducer Biên độ tín hiệu phản xạ từ bộ phản xạ được thể hiện qua 4 sóng tương ứng với 4 xung liên tiếp, trong khi xung thứ 5 đã được đưa vào nhưng tín hiệu dội chưa được biểu thị Do sự di chuyển của vật phản xạ, thời gian tín hiệu phản xạ trở lại ngắn hơn thời gian giữa các xung Đầu ra của bộ giải điều chế phụ thuộc vào sự chênh lệch pha giữa tín hiệu phản xạ và tín hiệu dao động truyền đi, với mức cao khi pha bằng nhau và thấp khi lệch nhau 180 độ Sự thay đổi pha của tín hiệu phản xạ giữa các xung dẫn đến biến đổi đầu ra của bộ giải điều chế Hệ thống lấy mẫu và giữ mẫu giữ lại đầu ra bộ điều chế giữa các xung phản xạ liên tục, và phần tín hiệu đã được lọc còn lại chính là tín hiệu Doppler.
- Hỗ trợ ảnh 2 chiều trong chế độ kép
- Xác định đợc số lợng vận tốc
- Xác định đợc thời gian bằng cách phân tích phổ
- Định vị đợc dòng chảy trong không gian.
- Khi siêu âm dòng chảy có tốc độ cao dễ sinh ra ảnh giả
- Thời gian thăm khám quá dài.
Tín hiệu Doppler màu được sử dụng để tạo màu sắc cho hình ảnh siêu âm hai chiều Để thực hiện điều này, cần thu thập thông tin Doppler từ nhiều vị trí mẫu trên vùng khảo sát.
Số lượng và vị trí lấy mẫu tín hiệu Doppler khác nhau tùy thuộc vào thiết bị và cách điều khiển Thông tin thu nhận được sẽ được phân tích để xác định hướng dòng chảy và đánh giá tốc độ trung bình Những thông tin này sau đó được chuyển đổi thành tín hiệu màu, chồng lên hình ảnh tương ứng trên siêu âm hai chiều, trong đó dòng chảy hướng về đầu dò được mã màu đỏ và dòng chảy rời xa đầu dò được mã màu xanh.
siêu âm 3d
Siêu âm 2D truyền thống mang lại độ linh hoạt cao và dễ dàng thao tác với đầu dò, giúp người sử dụng quan sát các phần cần thăm khám Tuy nhiên, phương pháp này vẫn tồn tại một số nhược điểm so với siêu âm 3D.
Ảnh siêu âm 2D truyền thống là hình ảnh một lát cắt qua cơ thể bệnh nhân, yêu cầu người sử dụng điều khiển đầu dò đúng hướng để thu được hình ảnh cần thiết Để hình dung rõ hơn về cấu trúc 3D của bộ phận được thăm khám, người sử dụng cần có khả năng liên kết giữa các ảnh 2D Do đó, hiệu quả của phương pháp này phụ thuộc nhiều vào kỹ thuật và kinh nghiệm của người thực hiện.
Để chẩn đoán chính xác, cần đặt đầu dò ở những vị trí đặc biệt của tổ chức cần thăm khám, và có thể phải quay lại để xem lại Việc điều khiển đầu dò bằng
Siêu âm 3D với thao tác bằng tay cho phép quan sát cơ thể bệnh nhân từ mọi hướng, bao gồm cả những hướng mà siêu âm 2D không thể thực hiện.
Một số thủ tục chẩn đoán, điều trị và phẫu thuật yêu cầu các số đo chính xác Việc sử dụng siêu âm 2D để đo các tổ chức hoặc vùng thương tổn gặp khó khăn trong việc đảm bảo độ chính xác.
Siêu âm 3D là công nghệ tiên tiến cho phép hiển thị hình ảnh tín hiệu siêu âm trong không gian ba chiều, mang lại nhiều phương pháp hiển thị dữ liệu khác nhau Hiện nay, hầu hết các hệ thống siêu âm hiện đại đều tích hợp công nghệ này, đặc biệt trong lĩnh vực y tế Siêu âm 3D có ứng dụng quan trọng trong việc thăm khám và điều trị, với ứng dụng nổi bật nhất là trong sản khoa Bác sĩ có thể sử dụng siêu âm 3D để theo dõi sự phát triển của thai nhi qua các quý của thai kỳ, giúp quan sát các bộ phận như đầu, mặt, bộ xương, hệ tim mạch, bụng, các chi, cơ quan sinh dục ngoài, cũng như đánh giá cân nặng của thai nhi, nhau thai và thể tích nước ối.
siêu âm 4d
Siêu âm 4D, hay còn gọi là 3D thời gian thực, là công nghệ siêu âm tiên tiến nhất hiện nay, cho phép quan sát chiều dài, chiều rộng và chiều sâu theo thời gian Công nghệ này không chỉ thu được hình ảnh 3D mà còn thêm yếu tố thời gian, giúp theo dõi sự dịch chuyển của hình ảnh Quá trình quét 4D tương tự như quét 2D hoặc 3D, nhưng sử dụng thiết bị quét khác nhau Một trong những lợi ích lớn nhất của siêu âm 4D là giúp các bậc phụ huynh nhìn thấy hình ảnh tổng thể của con mình Ứng dụng nổi bật nhất của siêu âm 4D là trong chẩn đoán bệnh tim mạch, nhờ vào kỹ thuật TDI (Tissue Doppler Imaging) cho phép đánh giá và điều trị các bệnh lý tim mạch một cách chính xác Để thu được hình ảnh siêu âm 3D, đầu dò quét qua khu vực cần khám, trong khi với siêu âm 4D, máy tính thu nhiều hình ảnh liên tiếp, tạo ra hình ảnh 3D thời gian thực trên màn hình Thông thường, bác sĩ sẽ sử dụng siêu âm 2D cơ bản, và chỉ khi có nghi ngờ về bất thường mới tiến hành quét 3D hoặc 4D để cung cấp thông tin chi tiết hơn cho chẩn đoán và điều trị.
Siêu âm 3D mang lại nhiều lợi ích vượt trội so với siêu âm 2D, vì vậy chúng ta sẽ khám phá chi tiết về công nghệ này Một trong những yếu tố quan trọng nhất trong siêu âm 3D là khả năng tạo ra hình ảnh ba chiều Dưới đây là quy trình để tạo ra hình ảnh siêu âm 3D.
Tiến trình Tạo ảnh siêu âm 3D
Phơng pháp thu thập dữ liệu
Hệ thống siêu âm 3D dùng hai phơng pháp cơ bản để dựng ảnh là:
(1) Các mảng 1D thông thờng tạo ra các ảnh 2D, từ các ảnh 2D dựng thành ảnh 3D dựa trên quan hệ giữa các vị trí của chúng
(2) Tạo ảnh 3D thời gian thực trực tiếp từ các mảng 2D
Mặc dù việc sử dụng mảng 2D để tạo ảnh siêu âm 3D thời gian thực mang lại nhiều tiện lợi, nhưng chi phí cao và yêu cầu công nghệ đặc biệt khiến phương pháp này ít được áp dụng Do đó, hầu hết các hệ thống siêu âm 3D hiện nay vẫn chủ yếu sử dụng phương pháp đầu tiên Để dựng ảnh, có nhiều cách thu thập dữ liệu khác nhau.
3.1.1.1 Thu nhận chuỗi các ảnh 2D để tạo thành ảnh 3D a) Cơ cấu quét cơ khí
Cơ cấu quét cơ khí kết hợp với đầu dò truyền thống cho phép tạo ra ảnh 2D chính xác về hướng và vị trí, từ đó tái tạo ảnh 3D với độ chính xác cao Đầu dò siêu âm được gắn trên bộ phận lắp ráp cơ giới hóa, di chuyển theo yêu cầu không gian đã định trước để thu thập ảnh 2D Với thông tin chính xác về quan hệ giữa hướng và vị trí, các ảnh 2D được tái tạo thành ảnh 3D hiệu quả ngay sau khi thu thập dữ liệu Có nhiều loại bộ phận lắp ráp khác nhau để quay hoặc tịnh tiến đầu dò qua vùng cần thăm khám.
Hình 3.1: Quét nghiêng đầu dò để tạo ảnh 3D
Hiện nay, có hai loại bộ phận lắp ráp phổ biến: cơ cấu tích hợp và cơ cấu cố định ngoài Cơ cấu tích hợp được thiết kế để điều chỉnh động cơ và đầu dò, thường có kích thước nhỏ gọn hơn, giúp dễ dàng sử dụng Ngược lại, cơ cấu cố định ngoài được gắn trực tiếp với đầu dò Tuy nhiên, phương pháp tích hợp yêu cầu đầu dò phải được thiết kế đặc biệt cùng với một hệ thống cáp siêu âm để điều khiển hiệu quả.
Các cơ cấu ngoài thường cồng kềnh và sử dụng đầu dò thông thường, có thể áp dụng cho bất kỳ máy siêu âm truyền thống nào Phương pháp cố định ngoài mang lại tính linh hoạt cao, cho phép điều khiển dịch chuyển của đầu dò theo nhiều cách khác nhau.
Các phương pháp quét đầu dò để thu thập dữ liệu 3D bao gồm: A) quét song song, B) quét dẻ quạt, C) quét với bề mặt quét tự do, và D) quét quay quanh một trục Bên cạnh đó, còn có cơ cấu quét bằng tay để hỗ trợ quá trình thu thập dữ liệu.
Phương pháp quét tay Tracked free hand cho phép người vận hành sử dụng một bộ phận lắp ráp bao gồm đầu dò và thiết bị gắn thêm để cung cấp thông tin về hướng và góc của đầu dò Để tạo ra ảnh 3D, người vận hành vẫn thực hiện theo cách thông thường, di chuyển bộ phận lắp ráp qua khu vực cần thăm khám.
Phương pháp quét tay không theo dõi là một kỹ thuật quét mà không sử dụng thiết bị theo dõi để xác định hướng và góc của đầu dò Người vận hành cần di chuyển đầu dò một cách đồng đều và ổn định để số hóa hình ảnh 2D Tuy nhiên, do không ghi lại vị trí và hướng của đầu dò, việc tái tạo ảnh 3D sẽ dẫn đến các đường và góc không chính xác Để giảm thiểu méo ảnh, người vận hành cần được đào tạo để di chuyển đầu dò theo tốc độ và đường đi đã được xác định trước Dù vậy, các phép đo hình học như khoảng cách và thể tích có thể không đạt độ chính xác cao Phương pháp này có thể dễ dàng tích hợp với bất kỳ hệ thống siêu âm nào, chỉ cần phần mềm để chuyển đổi chuỗi ảnh 2D thành ảnh 3D.
3.1.1.2 Thu thập dữ liệu từ mảng 2D để tạo ảnh thời gian thực 3D
Hệ thống siêu âm 3D hiện đại sử dụng mảng 2D để giữ đầu dò ổn định và thực hiện quét điện tử, cho phép tạo ra hình ảnh 3D trong thời gian thực từ thể tích cần quan tâm Đầu dò bao gồm một mảng 2D các phần tử phát chùm siêu âm rộng, quét ra một thể tích hình chóp Mảng 2D không chỉ thu nhận tín hiệu phản xạ mà còn xử lý chúng để hiển thị các mặt của thể tích quan sát, từ đó người dùng có thể chọn các mặt và tương tác với chúng để nghiên cứu vùng cần quan tâm.
Hình 3.3: Đầu dò mảng 2D Các cảm biến đợc sắp xếp thành mảng hai chiều, và chỉ cần quét điện tử là thu đợc dữ liệu 3D
Hình 3.4: Đầu dò siêu âm 3D của hãng Aloka.
Tái tạo ảnh 3D
Tái tạo ảnh đóng vai trò quan trọng trong việc tạo ra hình ảnh siêu âm 3D Hiện nay, có hai loại máy siêu âm 3D phổ biến: máy siêu âm 3D thuần túy và máy siêu âm 3D hỗ trợ bởi máy tính Mỗi loại máy đều sử dụng các thuật toán tái tạo ảnh riêng biệt, điều này tạo nên những bí mật độc quyền của từng nhà sản
Hiển thị ảnh 3D
Ảnh 2D được tạo thành từ các phần tử ảnh, hay còn gọi là điểm ảnh (pixel), mỗi pixel có độ sáng tương ứng với biên độ của tín hiệu dội Trong khi đó, dữ liệu 3D bao gồm các phần tử thể tích, được gọi là thể tích điểm (voxel), mà mỗi voxel có thể là một điểm hoặc một khối lập phương rất nhỏ.
Hình 3.5: Các điểm ảnh và thể tích điểm
Có nhiều thuật toán để tạo ảnh 3D, và chất lượng cũng như độ chính xác hình học của ảnh siêu âm 3D phụ thuộc vào các thông số và phương pháp thu nhận ảnh Công nghệ hiển thị ảnh 3D đóng vai trò quan trọng trong việc cung cấp thông tin cho bác sĩ Hai công nghệ hiển thị ảnh siêu âm 3D phổ biến nhất hiện nay là định dạng lại nhiều bình diện (multi-planar reformatting - MPR) và biểu diễn lại thể tích (volume rendering - VR).
Công nghệ này chuyển đổi dữ liệu 3D thành các mặt phẳng 2D, cho phép người dùng trích xuất bất kỳ mặt phẳng nào từ bộ dữ liệu 3D Các mặt phẳng này được hiển thị cùng với hình ảnh dữ liệu 3D, sử dụng nhiều công nghệ khác nhau nhằm giúp người xem hiểu rõ hơn về hình học 3D.
Có ba phương pháp MPR được áp dụng hiệu quả để hiển thị ảnh siêu âm 3D Trong phương pháp các mặt cắt ngang (crossed-planes), một hoặc nhiều mặt cắt được trình bày theo hướng liên hệ chính xác của chúng, cho phép người xem nhận diện rõ ràng sự giao cắt giữa các mặt này.
Hình 3.6: ảnh vuông góc, trong đó các lát cắt đợc đặt trực giao với nhau
Hình 3.7: Phơng pháp quan sát khối, trong đó mặt đợc trích ra đợc “vẽ” lên các mặt của khối đa diện
Người sử dụng có khả năng di chuyển mỗi mặt của hình khối theo chiều song song hoặc xiên, giúp lộ rõ các mặt khác Công nghệ hiển thị thứ hai áp dụng phương pháp quan sát khối (cube view), trong đó các hình ảnh siêu âm 2D được trích xuất để tạo ra hình ảnh 3D rõ nét hơn.
Người dùng có thể "vẽ" lên các mặt của khối đa diện bằng cách chọn bất kỳ mặt nào và dịch chuyển nó song song hoặc xiên tới vị trí mong muốn Trong quá trình này, các ảnh siêu âm 2D được trích ra và "vẽ" theo thời gian thực trên mặt mới, tạo ra một liên hệ giữa mặt được trích và các mặt còn lại Cả mặt cắt ngang và hình khối đều có thể được quay để đạt được hướng quan sát tốt nhất Thêm vào đó, các mặt được trích ra, thường là ba mặt trực giao, được hiển thị cạnh nhau trên màn hình máy tính, với các đường giao nhau được vẽ để người dùng dễ dàng quan sát dữ liệu 3D Người dùng có khả năng dịch hoặc quay các đường này để dễ dàng trích xuất và hiển thị các mặt phẳng quan tâm khác.
Công nghệ biểu diễn khối VR (Volume Rendering)
Công nghệ MPR là phương pháp phổ biến nhất để quan sát ảnh siêu âm 3D, cung cấp hình ảnh 3D từ dữ liệu 2D, nhưng chỉ cho phép nhìn thấy một phần nhỏ thông tin 3D tại một thời điểm Một công nghệ thay thế thường được sử dụng là phương pháp biểu diễn khối, cho phép quan sát toàn bộ ảnh 3D sau khi chiếu lên mặt 2D Công nghệ này sử dụng kỹ thuật đúc tia (ray casting), trong đó các tia được chiếu qua ảnh 3D, làm nổi bật các thể tích điểm giao nhau và kết hợp chúng để tạo ra hiệu ứng mong muốn Công nghệ VR thường được áp dụng để quan sát ảnh siêu âm 3D với mật độ tối đa, giúp dựng ảnh mờ và tăng bề mặt nhẵn.
Hình 3.8: ảnh siêu âm 3D dùng công nghệ VR quan sát mặt và tay của một thai nhi
Công nghệ VR gặp khó khăn trong việc thể hiện ảnh phức hợp do chiếu thông tin 3D lên mặt phẳng 2D, khiến nó không phù hợp cho việc quan sát ảnh siêu âm 3D mode B với độ tương phản thấp giữa các mô mềm Tuy nhiên, phương pháp này lại thành công trong việc quan sát các cấu trúc có bề mặt rõ ràng, như cấu trúc thai nhi trong nước ối, mặt phân cách mô/máu trong tim và các động mạch lớn Đặc biệt, nó hiệu quả hơn khi sự lộn xộn ở mode B đã được loại bỏ trong ảnh Doppler 3D màu hoặc năng lượng.
Có hai loại siêu âm 3D phổ biến: siêu âm 3D hỗ trợ máy tính và siêu âm 3D không hỗ trợ máy tính Siêu âm 3D không hỗ trợ máy tính sử dụng đầu dò mảng 2D để thu thập ảnh, với hệ thống tái tạo ảnh tích hợp sẵn trong máy, tuy tiện lợi nhưng có giá thành cao Ngược lại, siêu âm 3D hỗ trợ máy tính có giá thành thấp hơn và có thể sử dụng hệ thống siêu âm 2D truyền thống để tạo ảnh 3D thông qua việc lắp thêm thiết bị và phần mềm Bài viết này sẽ đi sâu vào việc tìm hiểu hệ thống siêu âm 3D có sự hỗ trợ của máy tính.
siêu âm 3d có sự hỗ trợ của máy tính
Tổng quan về hệ thống
Một hệ thống siêu âm 3D có sự hỗ trợ của máy tính gồm những phần cơ bản sau:
Hình 3.9: Hệ thống siêu âm 3D có sự hỗ trợ của máy tính
Trong đó, ngoài một thiết bị và đầu dò siêu âm 2D thông thờng thì hệ thống này còn có thêm:
Một thiết bị phát được lắp thêm vào đầu dò và bộ định vị không gian nhằm xác định vị trí và hướng của đầu dò trong thời gian thực.
Máy tính cá nhân thu thập dữ liệu vị trí đầu dò và nhận tín hiệu video qua Card Video để lấy ảnh siêu âm 2D Phần mềm xử lý ảnh 2D giúp dựng và hiển thị ảnh 3D một cách hiệu quả.
Nh vậy hệ thống này dựa trên máy siêu âm 2D đã có, đơn giản, không đòi hỏi các thiết bị quá phức tạp
Trong quá trình thăm khám, các ảnh siêu âm được thu thập dưới dạng chuỗi lát cắt qua bộ phận cần quan tâm Mỗi ảnh chứa các giá trị về hướng và vị trí trong không gian tương ứng, cho phép đánh giá vị trí của từng điểm ảnh trong không gian ba chiều Nhờ đó, chúng ta có thể xác định phép biến đổi từ hệ tọa độ ảnh sang hệ tọa độ đầu dò.
Thể tích của vùng cần tái tạo được xác định thông qua cường độ và vị trí của các điểm ảnh bằng thuật toán Bayesian Thuật toán này thực hiện nội suy dữ liệu quan sát, lấp đầy các khoảng trống và kết hợp nhiều quan sát để giảm thiểu nhiễu Sau đó, các kỹ thuật dựng ảnh được áp dụng để hiển thị kết quả của quá trình tái tạo ảnh 3D.
Thuật toán tái tạo ảnh 3D
3.2.2.1 Thuật toán Đặt V = {(x,y) R i R } dữ liệu đã quan sát đợc sau khi hiệu chuẩn, ví dụ, sau khi đánh giá đợc phép biến đổi giữa hệ toạ độ ảnh với hệ toạ độ bệnh nhân Mỗi phần tử của vectơ V, bao gồm cờng độ y R i R và vị trí 3D tơng ứng x R i R , của mỗi điểm ảnh (pixel) đợc quan sát từ tất cả các ảnh đợc sắp xếp tuần tự Dữ liệu đợc quan sát này đợc sử dụng để dựng lại ảnh khối
Vùng cần đánh giá Ω ∈ R P 3 P xác định bởi bộ các phần tử lập phơng gọi là voxel (thÓ tÝch ®iÓm)
Hàm vô hướng f(x) mô tả đặc tính âm của thể tích cần chú ý Để tính giá trị bên trong mỗi thể tích điểm, hàm này được xác định thông qua việc nội suy các giá trị tại các đỉnh của thể tích đó.
U x x f( )=Φ( ) T (1) trong đó Φ (x) là một véctơ của hàm nội suy, bao gồm các thành phần φ R 1 R (x), φ R 2 R (x), …, φ R n R (x) U là véctơ các giá trị cường độ liên kết cho các nút lưới, với U = {u R 1 R , u R 2 R , …, u R n R } Việc đánh giá thể tích khối được thực hiện thông qua việc đánh giá véctơ này.
Mỗi một hàm nội suy là một hàm riêng biệt có dạng φ R i R (x) φ R i RP 1
Dùng phơng pháp MAP, việc đánh giá U đạt đợc bằng cách giảm thiểu một hàm năng lợng, ví dụ:
Giả sử rằng các thành phần của Y phân bố độc lập và tơng tự nhau, biến đổi ngẫu nhiên theo hàm phân bố Rayleigh
Biên độ của điểm ảnh i-th được biểu thị bởi y R i R, trong khi f(x R i R ) đại diện cho giá trị của hàm f được tính toán tại vị trí x R i R Các hàm khả năng được tính toán theo công thức cụ thể.
Để xác định hàm p(U), ta xem X như một trường ngẫu nhiên Markov Theo định lý Hammersley – Clifford, hàm p(U) được mô tả bằng một phân bố Gibbs Trong phần này, chúng ta áp dụng một phân bố Gibbs với hàm điện thế bậc hai.
Trong bài viết này, Z đại diện cho hàm chia, trong khi N R và V R là số lượng các lân cận của u R g R Tham số α được sử dụng để điều chỉnh, và u P s PR g R là lân cận thứ s của u R g R Hệ thống xem xét 6 lân cận, nhưng chỉ một nửa trong số đó được tính đến trong phép cộng, nhằm đảm bảo rằng mỗi nhóm chỉ xuất hiện một lần.
Việc xác định giá trị nhỏ nhất của phương trình (7) đối với biến U là một thách thức lớn do số lượng hệ số cần đánh giá lên tới hàng triệu và E(V,U) là một hàm không lồi Để giải quyết phương trình (3), thuật toán ICM của Besag được áp dụng Trong mỗi vòng lặp, thuật toán này sẽ tối thiểu hóa hàm năng lượng bằng cách thay đổi một hệ số, trong khi giữ nguyên các hệ số khác Để tối ưu hóa (7) với u thuộc R n R, cần phải đảm bảo rằng điều kiện nhất định được thỏa mãn.
Trong bài viết này, N R v R đại diện cho số lượng lân cận của u R n R, trong khi φ R n R (x) là hàm nội suy kết hợp với nút n th Giá trị trung bình của các nút lân cận của u R n R được tính bằng công thức - = ∑ N j = v n j n v u u N1 1 ( ).
Có thể giải phơng trình này bằng dùng phơng pháp điểm cố định dẫn tới biểu diễn đệ quy tiếp theo
Giải phương trình (3) bằng phương pháp ICM dẫn đến các phương trình không tuyến tính (9), yêu cầu xử lý toàn bộ chuỗi ảnh, làm cho thuật toán tái tạo ảnh trở nên chậm và khắt khe Để tăng tốc độ tái tạo ảnh, có một số biện pháp đã được đề xuất Ba phương pháp chính để đơn giản hóa và tăng tốc độ xử lý bao gồm: i) Phương pháp đa mức, ii) Tuyến tính hóa (10) nhằm cung cấp đủ số liệu thống kê, và iii) Lọc IIR để tính toán hiệu quả phương pháp đánh giá thể khối MAP.
Sự truyền thông tin qua các mắt lưới do hàm ưu tiên là yếu tố chính làm chậm tốc độ hội tụ của thuật toán Để khắc phục vấn đề này, thuật toán đa mức được áp dụng, trong đó các lưới thô được sử dụng ở các vòng lặp đầu tiên và độ tinh chỉnh được tăng dần cho đến khi đạt độ phân giải cuối cùng Phương pháp này cho phép các tương tác tầm xa truyền nhanh trong các vòng lặp đầu, từ đó tăng tốc độ hội tụ tổng thể Ở các vòng lặp cuối, thuật toán chỉ thực hiện những điều chỉnh cục bộ nhỏ Kết quả của vòng lặp này được sử dụng làm điểm khởi đầu cho vòng lặp tiếp theo, với độ phân giải được nhân đôi trong vòng lặp kế tiếp.
Thuật toán tuyến tính hoá là phương pháp cần thiết để thu thập đủ số liệu thống kê, bằng cách tuyến tính hoá hàm khả năng trong vùng lân cận của việc đánh giá hàm khả năng tối đa Trong quá trình này, một tập hợp nhỏ các số liệu thống kê được tính toán trong giai đoạn khởi tạo của thuật toán tái tạo ảnh và được sử dụng xuyên suốt toàn bộ quá trình tối ưu hóa.
Ban đầu, người quan sát chỉ cần đọc từ đĩa và xử lý dữ liệu Dữ liệu quan sát được nén thành một lượng nhỏ hơn các hệ số, điều này giúp tăng thời gian xử lý bằng cách nâng cao bậc của cường độ Kết quả cuối cùng là một phương trình n.
Phương trình (13) xác định một bộ lọc IIR không hỗ trợ thêm, dẫn đến việc mỗi đầu ra phụ thuộc vào các đầu ra trước và sau, gây khó khăn trong việc tính toán đệ quy trong một vòng lặp đơn Để khắc phục vấn đề này, chúng ta sử dụng tám bộ lọc có hỗ trợ thêm, cho phép tính toán đệ quy hiệu quả hơn Thể tích tái tạo được cải thiện bằng cách lấy trung bình các đầu ra của tám bộ lọc này, giúp tăng hiệu quả tính toán trong xử lý đệ quy Phương pháp này có thể giảm tới 25 lần thời gian xử lý.
Có ba thuật toán chính để tăng tốc độ tái tạo ảnh Trong bài viết này, chúng ta sẽ tập trung vào thuật toán đa mức, phân tích chi tiết cách thức hoạt động và lợi ích của nó trong quá trình tái tạo hình ảnh.
Thuật toán đa mức cho siêu âm 3D bằng tay
3.2.3.1 Thuật toán đơn mức Đặt f là hàm mô tả đặc tính âm của mô trong vùng cần thăm khám, Ω∈R P 3 P f là sự tổ hợp tuyến tính của các hàm cơ bản (các hàm nội suy) φ R i R : Ω →
Trong bài viết này, Φ(x) = [φ R 1 R (x), φ R 2 R (x), …, φN R R (x)] P T P là một vectơ của hàm cơ bản, trong khi U = [u R 1 R , u R 2 R , …, u R N R ] P T P là vectơ Nx1 của các hệ số xác định thể tích của vùng cần thăm khám Hàm cơ bản φ R P R (x) được tính bằng cách dịch hàm h: R P 3 P → R theo công thức φ R P R (x) = h(x - à R P R ) Trong đó, à R P R R∈ P 3 P là vị trí các nút của lưới lập phương 3D xác định trong Ω, và h(x) là hàm nội suy 3 đường được xác định bằng công thức.
Trong đó x P k P là toạ độ k th của x, δ- = [-∆, ]∆ P 3 P và ∆là bớc lới.
Hình 3.10: Lới 3D và biểu diễn của thể tích điểm (voxel)
Hình 3.11: Đo hớng và vị trí của mặt cắt
Bộ phận định vị không gian đợc gắn vào đầu dò siêu âm (hình 3.11)
Nó cho phép đo chính xác vị trí và hướng của mặt cắt, với điều kiện quy trình hiệu chuẩn được thực hiện cẩn thận Hệ thống này hỗ trợ tính toán vị trí 3D của các điểm ảnh, kết hợp với tất cả các lát cắt đã được quan sát.
Dữ liệu có giá trị được xác định là V = {y R i R , x R i R}, trong đó y R i R là cường độ của điểm ảnh thứ i và x R i R là vị trí 3D tương ứng Toạ độ 3D x R i R được giả định là đã biết chính xác, trong khi cường độ ảnh y R i R là biến số cần tập trung Vấn đề của ảnh siêu âm 3D là đánh giá hệ số U, V đã cho, và điều này được thực hiện thông qua phương pháp MAP.
Trong đó p(V|U) là và p(U) là tỷ trọng u tiên
Phải xác định sự phân bố xác xuất phù hợp cho p(V|U) và p(U)
Cờng độ điểm ảnh đợc xem xét nh là các biến ngẫu nhiên độc lập với phân bố Rayleigh theo hàm khả năng
Trong đó f là hàm tìm đợc
Sự giả định này không phải luôn luôn đúng nhng chúng cung cấp một mẫu chấp nhận đợc cho các dữ liệu quan sát
Các lỗi cường độ trong ảnh siêu âm xuất phát từ hiện tượng nhiễu nhân, tương tự như hiệu ứng sinh bức xạ trong hệ thống laser Khi tầm tán xạ của mỗi tế bào lớn, các thành phần cường độ của phức hợp tín hiệu dội sẽ phân bố bình thường, và pha phức hợp cũng đồng đều Tuy nhiên, khi tầm tán xạ nhỏ hoặc có sự chênh lệch lớn giữa các tế bào, kiểu Rayleigh không còn chính xác Trong những trường hợp này, cần sử dụng các phân bố khác để phân tích dữ liệu Hơn nữa, máy siêu âm thường thực hiện tiền xử lý dữ liệu thô để giảm dải động của tín hiệu RF, điều này cũng làm thay đổi phân bố dữ liệu.
Chức năng tiền xử lý có thể được đánh giá thông qua dữ liệu quan sát và quá trình bù nén, từ đó giúp đánh giá chất lượng của dữ liệu thô nguyên gốc.
Trong phần này, giả thiết rằng dữ liệu gốc đợc mô tả bởi kiểu Rayleigh và dữ liệu quan sát đợc giải nén
Hàm ưu tiên P(U) đóng vai trò quan trọng trong tái tạo ảnh, cung cấp hiệu quả nội suy để xác định hệ số hàm mà không cần dữ liệu về vùng lân cận Kỹ thuật này cho phép điền đầy các khoảng trống thể tích mà không bị cắt qua bởi bất kỳ mặt phẳng nào, đồng thời giúp tránh các hoạt động không ổn định trong quá trình tối ưu hóa.
Trong phần này sử dụng hàm u tiên Gauss
Trong bài viết này, G đại diện cho các nút lưới, δ R g R là các nút lân cận của nút g-th, và Z là hệ số đã được tiêu chuẩn hóa Hàm ưu tiên này thể hiện mối quan hệ giữa hệ số cường độ của vùng cần thăm khám, Ω Trong trường hợp Bayesian, hàm ưu tiên này đưa vào mô tả kiến thức diễn giải về thể tích cần đánh giá Việc chấp nhận hàm ưu tiên này tương đương với việc xem f có dải thông giới hạn, trong đó các nút lân cận nên có các giá trị tương tự nhau.
Thông số α đóng vai trò quan trọng trong việc điều chỉnh cường độ giữa các nút lân cận, với mỗi nút mới được kết nối với 6 nút xung quanh, ngoại trừ các nút ở biên Giá trị α lớn tương ứng với kết nối mạnh, trong khi giá trị nhỏ dẫn đến kết nối yếu, gây ra nhiễu, đặc biệt ở vùng chuyển giao Việc lựa chọn giá trị α cần cân bằng giữa việc giảm nhiễu và cải thiện cường độ Giá trị α lớn giúp nhanh chóng lấp đầy các khoảng trống, như những vùng không có mặt cắt Thông số này thường được điều chỉnh qua thử nghiệm, bắt đầu với giá trị cao và giảm dần trong quá trình đánh giá.
Tái tạo ảnh MAP là đầu ra của vấn đề tối u
Trong đó L(U) = ln(P(V|U)P(U)) là hàm đối tợng cần cực đại hoá Dùng biểu thức (5) và (6) ta có
Tối ưu hóa biểu thức (8) với biến U gặp khó khăn do số lượng lớn các thông số cần đánh giá, có thể lên tới hàng triệu.
Hàm L(U) không phải là hàm tuyến tính hay hàm lồi, do đó không có giải pháp chính xác; vì vậy, các phương pháp số được sử dụng để giải quyết Để giải phương trình (7), Besag đã giới thiệu thuật toán ICM, trong đó vấn đề tối ưu được chuyển thành chuỗi các thủ tục tối ưu một chiều Trong mỗi lần lặp, phương pháp này xem L(U) như một hàm 1D phụ thuộc vào một tham số, trong khi các tham số khác được giữ cố định Qua quá trình lặp lại, tất cả các tham số đánh giá được cập nhật tuần tự cho đến khi đạt được độ hội tụ Đặt L(u R P R) là hàm đối tượng của hệ số u R P R, giữ không đổi các tham số khác; để L(u R P R) đạt cực đại, cần thỏa mãn một số điều kiện nhất định.
Sau khi biến đổi thì đợc phơng trình
Trong đó N R v R là số lợng các lân cận của u R P R , φ R P R (x R i R ) là hàm cơ bản liên hợp với nút p-th tính toán tại x R i R và up= ∑ i ∈ i v
1 là cờng độ trung bình liên hợp với lân cận nút p- th.
Phơng trình này có thể giải đợc bằng phơng pháp điểm cố định, và thu đợc:
Trong đó f(x) và upcó đợc bằng cách sử dụng các giá trị đánh giá đợc tính toán trong phép lặp trớc
Hình 3.13: L(U) theo quá trình lặp đối với α = 10 P -12 P và α= 5.10 P -11
Hàm ưu tiên Gibbs cho kết quả ổn định trong quá trình hội tụ của thuật toán, có thể điều chỉnh thông qua tham số α, đóng vai trò quan trọng trong việc hội tụ và giảm nhiễu trong ảnh siêu âm Tuy nhiên, hàm này cũng làm giảm tốc độ hội tụ do sự truyền thông tin giữa các nút lưới Khi α tăng, tốc độ hội tụ cũng tăng do sự phụ thuộc giữa các nút lân cận Hình 3.13 minh họa sự tiến triển của hàm L(U) qua các lần lặp với hai giá trị khác nhau của α là 10 P -12 P và 5.10 P -11 P, cho thấy tốc độ hội tụ với α = 5.10 P -11 P chậm hơn nhiều so với giá trị α khác.
P -12 P Để khắc phục khó khăn này, ngời ta đã đa ra phơng pháp đa mức để tăng độ hội tụ của chuỗi số trong phơng trình (11)
Cách thực hiện rất đơn giản: bắt đầu với lưới có độ phân giải thấp (ví dụ 8 nút) và tính toán cường độ nút Sau đó, tăng số lượng nút trong quá trình tối ưu cho đến khi đạt được độ phân giải cuối cùng Thể tích ban đầu cho mỗi độ phân giải được tính toán từ đánh giá cuối cùng đạt được trong lưới với độ phân giải thấp hơn.
Hình 3.14: Phơng pháp nội suy để truyền thể tích đã đợc đánh giá ở lới n tíi líi tiÕp theo
Phương pháp này nâng cao tốc độ hội tụ của thuật toán, yêu cầu hàm L(U) phải giữ nguyên trong suốt quá trình làm tinh lới (rid refinement) Để đạt được điều này, cần đảm bảo rằng các điều kiện sau phải được thỏa mãn trong mọi mức độ thay đổi.
(1) Độ phân giải tăng gấp đôi ở lới kế tiếp
Tham số cần phải tương ứng với bước lới Điều kiện đầu tiên đảm bảo rằng các không gian vectơ đã được lồng ghép vào nhau, ví dụ, không gian vectơ n-th là một tập con của không gian.
(n+1)th Trong trờng hợp này, tỉ lệ của bớc rời rạc hoá trong hai mức liên tục là:
Trong đó ∆ P n P và ∆ P n+1 P là các bớc đợc kết hợp tơng ứng với lới n và n+1 Với cách này, số lợng các nút ở mỗi toạ độ tăng từ 2 nh sau: 2, 3, 5, 9,