Luận án tiến sĩ Vật lý kỹ thuật: Ứng dụng kỹ thuật quang học đa bước sóng trong chẩn đoán hình ảnh da liễu, nội soi và phụ khoa

TỔNG QUAN

Nguồn sáng LED

Đi-ốt phát quang sáng (Light-Emitting Diode – LED) được cấu tạo từ một khối bán dẫn loại p ghép với một khối bán dẫn loại n Khi có dòng điện chạy qua, các electron trong chất bán dẫn tái kết hợp với các lỗ trống, giải phóng năng lượng dưới dạng photon LED được làm từ một lớp rất mỏng của vật liệu bán dẫn có pha tạp chất và tùy thuộc vào vật liệu bán dẫn được sử dụng cũng như lượng pha tạp, khi phân cực thuận, đèn LED sẽ phát ra bức xạ điện từ ở một dải bước sóng cụ thể từ vùng tử ngoại đến hồng ngoại [8]

Có nhiều ưu điểm khiến LED dần trở thành sự lựa chọn chính cho chiếu sáng, cũng như được ứng dụng rộng rãi trong nhiều lĩnh vực khác như truyền thông, nông nghiệp, đặc biệt là các ứng dụng trong lĩnh vực y sinh học Một số ưu điểm nổi bật của LED có thể kể đến như sau:

• Về hiệu suất phát quang: hiệu suất phát quang của LED (> 100 lm/W) là vượt trội so với các loại đèn sợi đốt thông thường (10 – 20 lm/W) và đèn huỳnh quang (40 – 50 lm/W) Hiệu suất phát quang của LED không bị ảnh hưởng bởi hình dạng và kích thước như đèn huỳnh quang Kích thước chip LED rất nhỏ (< 2 mm 2 ) và dễ dàng gắn vào bảng mạch in LED sử dụng nguồn điện 1 chiều, LED phát sáng cực kỳ nhanh chóng, một LED điển hình có thể đạt được độ sáng đầy đủ dưới 1 μs Đặc tính này giúp LED được ứng dụng trong các chế độ chiếu sáng liên tục hoặc xung

• Về độ bền: LED là linh kiện ở trạng thái rắn, rất khó bị hư hại do va đập bên ngoài, không giống như bóng đèn huỳnh quang và bóng đèn sợi đốt, rất dễ vỡ Ngoài ra LED thân thiện với môi trường hơn do tuổi thọ cao cũng như không chứa thuỷ ngân

• Về dải quang phổ/ màu sắc: LED được làm từ các hợp chất bán dẫn và được pha tạp, tất cả được trộn với nhau ở các tỷ lệ khác nhau để tạo ra một bước sóng riêng biệt Bên cạnh những màu sắc trong vùng UV-A, UV-B, khả kiến, ánh sáng trắng, IR-A, LED đã được nghiên cứu chế tạo thành công ở những vùng đặc biệt như UV-C (100 nm – 280 nm) cũng như IR-B (1400 nm– 3000 nm)

• Về tính đơn sắc, định hướng: LED là nguồn sáng không hoàn toàn đơn sắc, tuy vậy độ rộng quang phổ (Full width at half maximum / Bandwidth – FWHM) của đèn LED ngày càng được thu hẹp khoảng 10 – 50 nm Tính định hướng của LED thấp hơn nhiều so với Laser LED phù hợp với nhiều ứng dụng trong lâm sàng như kích thích phát quang, điều trị [9]

• Về chỉ số hoàn màu: chỉ số hoàn màu (Color Rendering Index – CRI) phản ánh độ trung thực về màu sắc của vật thể được chiếu sáng CRI thể hiện chất lượng ánh sáng của nguồn sáng và ảnh hưởng trực tiếp đến màu sắc, độ trung thực của vật được chiếu sáng CRI có thang từ 0 – 100, ánh sáng mặt trời được lấy làm chuẩn với CRI

= 100 Chỉ số hoàn màu của đèn LED là 70 – 98, gần với ánh sáng tự nhiên nhất so với các loại nguồn sáng khác Do đó, LED phù hợp sử dụng làm nguồn sáng trong các cơ sở y tế cũng như trong các thiết bị hình ảnh y học, đóng vài trò hiệu quả trong tăng cường khả năng quan sát, chẩn đoán hình ảnh y khoa

• Về nhiệt độ màu: nhiệt độ màu là thông số đặc trưng của ánh sáng, chỉ màu sắc ánh sáng phát ra ở một nhiệt độ K nhất định Thang đo nhiệt độ màu có màu sắc từ màu nóng đến màu lạnh (1.000 K đến 10.000 K) Đèn LED có nhiệt độ màu đa dạng, dao động từ 2.700 – 6.700 K, ứng với ánh sáng trắng ấm, trung tính và trắng lạnh

Các phương pháp chẩn đoán hình ảnh sử dụng kỹ thuật quang học ngày càng phát triển Hình ảnh quang học rất thích hợp cho các ứng dụng chẩn đoán y khoa vì không chỉ cung cấp cái nhìn trực quan, nó cung cấp thông tin về cấu trúc và chức năng của các mô khác nhau, từ tế bào đơn lẻ đến toàn bộ cơ thể Ánh sáng LED đã dần thay thế các nguồn sáng sợi đốt, halogen trong các thiết bị soi và nội soi Nguồn sáng LED trắng được sử dụng rộng rãi trong thiết bị soi như soi da, tai mũi họng, phụ khoa đến các cơ quan bên trong cơ thể như đại trực tràng, dạ dày, phế quản Nguồn sáng LED đỏ được sử dụng trong quan sát tĩnh mạch, LED xanh lá được sử dụng trong quan sát tăng tương phản máu, LED hồng ngoại trong quan sát hình ảnh võng mạc Bên cạnh đó các kỹ thuật kết hợp đa bước sóng khác nhau cũng đã có những kết quả triển vọng trong hỗ trợ chẩn đoán y khoa Trong hệ thống hình ảnh đa bước sóng với nguồn sáng LED thường bao gồm n loại đèn LED với dải bước sóng khác nhau, mỗi loại đèn LED được chiếu sáng theo thứ tự và camera đơn sắc chụp ảnh vật thể dưới đèn LED chiếu sáng, từ đó tạo ra bộ hình

7 ảnh đa bước sóng với n dải khác nhau Hình 1.1 mô tả một số ứng dụng kỹ thuật hình ảnh đa bước sóng sử dụng nguồn sáng LED trong nghiên cứu các bệnh lý về da Kapsokalyvas và cộng sự [10] đã sử dụng nguồn sáng LED ở ba vùng phổ riêng biệt (470 nm, 530 nm và 625 nm) trong mô hình hình ảnh soi da đa bước sóng trong nghiên cứu tăng tương phản máu và melanin trên bề mặt mô da (Hình 1.1 a) Spigulis và cộng sự [11] tích hợp nguồn sáng LED đa bước sóng trên thiết bị gắn với điện thoại thông minh, hệ thống này ghi nhận và phân tích các đặc trưng về phân bố hemoglobin cũng như melanin trên da (Hình 1.1 b) a b

Hình 1.1 Ứng dụng LED trong kỹ thuật đa bước sóng; a hệ LED ba bước sóng, b hệ

LED tích hợp trên điện thoại thông minh [10] [11].

Sự phân cực ánh sáng

Ánh sáng (hay sóng điện từ) là sự kết hợp của dao động điện trường và từ trường vuông góc với nhau, lan truyền trong không gian như sóng Trong đó, điện trường E của sóng điện từ có thể được mô tả là tổng vectơ của hai thành phần là E / / và E ⊥ , vuông góc với nhau (Hình 1.2) Độ lớn và pha tương đối của các thành phần điện trường sẽ quyết định trạng thái phân cực của ánh sáng, trong đó thành phần E / / định hướng theo trục x, thành

8 phần E ⊥ định hướng theo trục y, và sóng điện trường lan truyền theo chiều dương trục z [12]

Hình 1.2 Các thành phần E / / và E ⊥ của sóng điện trường E lan truyền theo trục z, góc φ xác định phương của điện trường tại một thời điểm

Có sáu loại ánh sáng phân cực thường được sử dụng để mô tả thực nghiệm trạng thái phân cực của ánh sáng:

• H (horizontal): Thành phần sóng dọc (E ⊥ ) có độ lớn bằng 0 và tổng sóng E là phân cực tuyến tính ngang (φ=0 o )

• V (vertical): Thành phần sóng ngang (E / / ) có độ lớn bằng 0 và tổng sóng E là phân cực tuyến tính dọc (φ o )

• P + (phase +): Hai thành phần E / / và E ⊥ cùng pha và có độ lớn bằng nhau, và tổng sóng E là phân cực tuyến tính +45 (φE o )

• P − (phase −): Hai thành phần E / / và E ⊥ ngược pha và có độ lớn bằng nhau, và tổng sóng E là phân cực tuyến tính −45 (φ= − 45 o )

• R (right): Hai thành phần sóng có độ lớn bằng nhau nhưng E ⊥ nhanh pha E / / góc 90 o và tổng sóng E là phân cực tròn phải (góc φ quay ngược chiều kim đồng hồ)

• L (left): Hai thành phần sóng có độ lớn bằng nhau nhưng E ⊥ chậm pha E / / góc 90 o và tổng sóng E là phân cực tròn trái (góc φ quay cùng chiều kim đồng hồ)

Vectơ Stoke mô tả về trạng thái phân cực của ánh sáng dựa trên việc đo cường độ sáu loại ánh sáng phân cực: H, V, P +, P −, R và L Trạng thái ánh sáng phân cực có thể được biểu thị bằng bốn tham số Stokes là I, Q, U và V; trong đó: I - chỉ tổng cường độ

9 của ánh sáng; các tham số Q, U và V là cường độ được tính trên sáu loại ánh sáng phân cực nêu trên theo công thức (1.1) Vectơ Stoke được tính theo công thức (1.1)

Ma trận Mueller (M) (công thức (1.2)) mô tả về sự lan truyền ánh sáng qua một đối tượng thông qua mối liên hệ giữa vectơ Stoke đầu vào (Sin) và vectơ Stoke tán xạ (Sout) theo công thức (1.3)

Trong các ứng dụng hình ảnh phân cực y sinh học, phần tử M22 hiển thị tỷ lệ ánh sáng khử cực so với tổng ánh sáng tán xạ, trở thành một thước đo giá trị cho các phép đo tán xạ phi cầu Phần tử M34 hữu ích trong đánh giá các mô có tính lưỡng chiết [6] [13], phần tử M34 biểu diễn sự biến đổi ánh sáng tới phân cực tuyến tính 45 o độ thành ánh sáng tán xạ phân cực tròn khi đi qua các mô có tính lưỡng chiết như collagen Hình 1.3 a mô tả hình chụp bề mặt CTC sau phép xử lý ma trận Muller, Hình 1.3 b biểu diển sự định hướng của sự collagen trên bề mặt [14] Bên cạnh đó, sự khác biệt giữa các yếu tố M33 và M44 cũng là một thước đo tốt về các tán xạ phi cầu [6] [13] Công thức (1.4) biểu diễn cách tính các phần tử M22, M34, M33, M44 được tính với ánh sáng tới gồm bốn loại ánh sáng phân cực: H, V, P, và R [12] [13]

Hình 1.3 Hình ảnh bề mặt cổ tử cung: a) chụp bằng kỹ thuật phân cực ánh sáng, b) mô tả sự định hướng collagen, thang góc tròn từ 0 0 đến 180 0 chỉ góc định hướng của sợi collagen [14].

Tương tác ánh sáng với mô

Ứng dụng tương tác ánh sáng với mô sinh học trong y sinh được chia thành hai lĩnh vực chính: thứ nhất, mô ảnh hưởng đến các photon, có thể thu được quang phổ mô hoặc hình ảnh được sử dụng trong chẩn đoán; thứ hai, photon ảnh hưởng đến mô như quang nhiệt, quang cơ, quang hóa…, được sử dụng trong phẫu thuật và điều trị Việc thảo luận về các hiện tượng quang học khác nhau trong tương tác ánh sáng với mô là một mảng rộng, phụ thuộc vào mối tương quan giữa các kỹ thuật quang học và đặc trưng mô khác nhau, có lợi cho chẩn đoán hoặc điều trị y sinh [6] [7] [15] Nội dung của nghiên cứu hướng đến các ứng dụng của phương pháp quang học đa bước sóng sử dụng nguồn sáng LED trên các bề mặt nông, do đó các mô tả chủ yếu liên quan đến cấu trúc mô da, tương tác ánh sáng và mô da Trong mục này, các tương tác quang học chính được trình bày là tán xạ và hấp thụ ánh sáng của mô sinh học

1.1.3.1 Hiện tượng tán xạ trong mô sinh học

Hiện tượng tán xạ xảy ra khi sóng điện từ gặp vật cản Trong trường hợp ánh sáng đi đến mô da, thì các vật cản là các cấu trúc trong tế bào, được gọi là các vật tán xạ hoặc tâm tán xạ Nếu xem ánh sáng là sóng, khi sóng điện từ tương tác với hạt thì các electron

11 và hạt nhân trong các phân tử cấu tạo nên tế bào và mô sẽ sắp xếp lại làm xuất hiện các moment lưỡng cực điện cảm ứng Các moment lưỡng cực này sẽ dao động cùng tần số với ánh sáng chiếu tới, trở thành nguồn phát sóng điện từ và tạo ra các trường tán xạ Nếu xem ánh sáng là hạt, khi các photon tới tương tác với electron tán xạ, một phần năng lượng sẽ truyền cho electron, do đó mất mát năng lượng, cũng như thay đổi góc chuyển động so với phương ban đầu Sự tán xạ phụ thuộc vào kích thước, hình thái và cấu trúc của thành phần mô như màng tế bào, nhân tế bào, sợi collagen Ở mô bệnh, các thành phần này sẽ thay đổi, làm thay đổi tính chất tán xạ của mô Do đó hiện tượng tán xạ cung cấp phương tiện để chẩn đoán tình trạng bệnh lý, đặc biệt trong chẩn đoán hình ảnh Trong mô sinh học, tán xạ là cơ chế chính ảnh hưởng đến sự lan truyền ánh sáng Tán xạ được chia thành 3 loại [6]:

• Khi kích thước tõm tỏn xạ (1 mm – 10 àm) rất lớn so với bước súng, khi đú ỏnh sỏng chiếu đến sẽ bị phản xạ và khúc xạ

• Tỏn xạ Mie – khi kích thước tõm tỏn xạ (10 àm – 1 nm) là tương đương bước súng ánh sáng kích thích

• Tán xạ Rayleigh – khi kích thước tâm tán xạ (100 nm – 1 nm) là nhỏ đối với bước sóng ánh sáng kích thích

Trong các mô khác nhau, các tế bào có hình dạng và kích thước khác nhau, do đó, tâm tán xạ và cơ chế của các tán xạ là khác nhau Trong da, các bào quan (melanosome) là cỏc tõm tỏn xạ chính, cú kích thước từ 100 nm đến 2 àm; cỏc melanosome này chứa cỏc hạt melanin, kết nối thành chuỗi Trong máu, hồng cầu là những tâm tán xạ mạnh nhất, hồng cầu cú dạng đĩa, dày 2 àm với đường kớnh từ 7 àm đến 9 àm Với cỏc mụ chống đỡ, do chúng được cấu tạo từ các sợi đàn hồi như elastin, collagen, nên tính chất tán xạ của các mô này thường thay đổi theo cấu trúc sợi hoặc vị trí mô Ví dụ như, trong khi cỏc bú collagen cú kích thước từ 0,5 àm – 12 àm, sợi elastin cú kớch thước từ 2 àm – 3 àm được xem xột dưới tỏn xạ Mie, thỡ sợi collagen trờn vừng mạc lại cú kích thước 20 nm – 230 nm, nhỏ hơn bước sóng trong chẩn đoán nhiều lần nên gây ra tán xạ Rayleigh [6]

Hình 1.4 Tương tác chùm ánh sáng tới và hạt tán xạ

Sự tán xạ được đặc trưng bởi tiết diện tán xạ  s (cm 2 ) Hình 1.4 biểu diễn quá trình tương tác giữa chùm sáng tới và hạt tán xạ Trước khi xảy ra tán xạ, chùm tia sáng tới có cường độ là I0 (W/cm 2 ) và tiết diện ngang là A (cm 2 ) thì công suất nguồn tới là Pin

(W) được xác định bởi công thức (1.5)

Sau khi tán xạ, một phần năng lượng bị bức xạ ra khỏi chùm ánh sáng tới và cường độ của ánh sáng còn lại bằng I (A 0 −  s ), do đó, công suất nguồn ra là Pout (W) được xác định bằng công thức (1.6) out 0 s

Lượng năng lượng tán xạ thì bằng với năng lượng của phần tia tới có tiết diện ngang là σ s , như vậy tỉ số giữa công suất bị tán xạ Pscatt (W) và cường độ sáng của ánh sáng tới I0

(W/m 2 ) chính là tiết diện ngang tán xạ (công thức (1.7)) scat s

Nếu trong môi trường có phân bố các tâm tán xạ giống nhau với mật độ tâm tán xạ ρ, hệ số tán xạ μs (cm -1 ) được định nghĩa là tiết diện ngang tán xạ trên một đơn vị thể tích của môi trường (công thức (1.8)) s s

Quãng đường tán xạ tự do trung bình Ɩs biểu diễn quãng đường trung bình mà photon đi được giữa hai lần tán xạ kế tiếp nhau Quãng đường này được xác định theo công thức (1.9)

Hình 1.5 Quá trình tán xạ ánh sáng qua mô sinh học

Trong một môi trường không hấp thụ, nếu chiếu chùm sáng có cường độ I0 tới mô có bề dày d, thì sau khi lan truyền qua mô, cường độ chùm sáng tán xạ sẽ bị suy giảm theo quy luật hàm mũ (Hình 1.5) Do hiệu suất tán xạ của môi trường được đặc trưng bởi hệ số tán xạ μs, nên cường độ chùm sáng tán xạ qua mô sẽ là Is được mô tả bằng công thức (1.10)

Theo công thức (1.10), ta có thể thấy cường độ ánh sáng tán xạ phụ thuộc vào bản chất tâm tán xạ (cụ thể là thông qua hệ số tán xạ và bề dày mô tán xạ) Như vậy, việc thu nhận ánh sáng tán xạ qua mô có thể cung cấp các thông tin hữu dụng về tâm tán xạ và mô mà ánh sáng đi qua

1.1.3.2 Hiện tượng hấp thụ của mô sinh học

Quá trình hấp thụ ánh sáng của mô sinh học là sự biến đổi năng lượng ánh sáng thành một dạng năng lượng khác khi ánh sáng truyền qua mô như quang nhiệt, quang âm, huỳnh quang, Thông thường, một môi trường hấp thụ bao gồm các tâm hấp thụ là các hạt hoặc bào quang [1] [2] Các tâm hấp thụ này có các phổ hấp thụ đặc trưng riêng đối

14 với mỗi bước sóng truyền tới Do đó, việc khai thác sự khác nhau của tính chất hấp thụ đối với các tâm hấp thụ khác nhau sẽ cho nhiều thông tin về tâm hấp thụ Đó là lý do vì sao đặc trưng về sự hấp thụ ánh sáng trong mô ngày càng được ứng dụng rộng rãi trong chẩn đoán y khoa Ví dụ, chụp ảnh huỳnh quang là một loại kỹ thuật hình ảnh không xâm lấn có thể giúp hình dung các quá trình sinh học diễn ra trong cơ thể sống Mỗi tế bào sống khác nhau có tính chất hấp thụ ánh sáng khác nhau, do đó, nó sẽ phát ra ánh sáng huỳnh quang khác nhau Để mô tả sự hấp thụ của môi trường, các đại lượng đặc trưng bao gồm: tiết diện hấp thụ σ a (cm 2 ) và hệ số hấp thụ μa (cm -1 ) Trong đó, tiết diện hấp thụ được định nghĩa bởi tỉ số giữa phần công suất bức xạ bị hấp thụ Pabs và cường độ sáng của sóng tới I0 (công thức (1.11)) abs a 0

Một môi trường phân bố đều (với ρa là mật độ tâm hấp thụ các phần tử hấp thụ chính) sẽ có hệ số hấp thụ được tính là tích giữa mật độ tâm hấp thụ và tiết diện hấp thụ (công thức (1.12)) a a a

Tương tự như đối với hiện tượng tán xạ ánh sáng trong mô, cường độ chùm sáng còn lại bởi quá trình hấp thụ Id sau khi lan truyền trong lớp mô có bề dày d sẽ giảm theo quy luật hàm mũ theo công thức (1.13)

Giới thiệu chung

Vài năm qua đã chứng kiến những tiến bộ đáng kể trong hình ảnh y khoa Các thiết bị y tế và thuật toán được nghiên cứu và phát triển để cung cấp thông tin lâm sàng hữu ích thông qua tương tác ánh sáng và mô Hai lĩnh vực được quan tâm nghiên cứu và ứng dụng chính là quang phổ mô (Tissue Spectroscopy) và hình ảnh quang học y sinh (Medical Optical Imaging) Hình ảnh quang học y sinh là một trong những kỹ thuật phát triển nhanh nhất và được ứng dụng rất nhiều trong lĩnh vực chăm sóc sức khỏe bao gồm chẩn đoán và điều trị Thăm khám lâm sàng kết hợp với chẩn đoán hình ảnh quang học là phương pháp đầu tiên được sử dụng trong phát hiện và chẩn đoán nhiều bệnh lý khác nhau Kỹ thuật hình ảnh quang học dựa trên tương tác ánh sáng và mô, chẳng hạn như sự khác biệt về hấp thụ, truyền qua, phản xạ, tán xạ và huỳnh quang giữa các mô, cung cấp thông tin về hình thái, cấu trúc và chức năng mô sinh học Các thiết bị, dụng cụ sử dụng kỹ thuật hình ảnh quang học từ đơn giản đến phức tạp có thể kể đến như kính hiển vi quang học, máy quang phổ, thiết bị soi / nội soi, hình ảnh Laser Doppler, thiết bị chụp cắt lớp quang học

Ngày nay, các thiết bị soi (da, tai mũi họng, tóc, mắt, phụ khoa) và nội soi (đại trực tràng, dạ dày, phế quản ) không thể tách rời với các thủ tục thăm khám lâm sàng và cận lâm sàng Cùng với sự phát triển của khoa học công nghệ, cũng như việc ứng dụng các thành tựu công nghệ kỹ thuật vào các thiết bị y tế ngày càng đa dạng Liên tục có các cải tiến kỹ thuật cho các dạng thiết bị này: thay đổi nguồn sáng từ halogen sang LED công suất, tăng độ phân giải camera, sử dụng thiết bị hiển thị tốt hơn,… Tất cả đều hướng tới mục đích tăng cường chất lượng thiết bị cũng như hình ảnh thu nhận được, giúp hỗ trợ việc chẩn đoán bệnh của bác sĩ tốt hơn

Trong chương này, luận án trình bày tổng quan các nghiên cứu và thiết bị chẩn đoán hình ảnh quang học ứng dụng trong soi da, tai và cổ tử cung Đã có những tiến bộ đáng

18 kể trong chẩn đoán hình ảnh y khoa gồm cả da liễu, tai mũi họng và phụ khoa với sự ra đời của các công nghệ mới hơn Các xu hướng mới hơn trong các lĩnh vực trên đã cách mạng hóa phương pháp tiếp cận lâm sàng đối với các mối quan tâm của bác sĩ và bệnh nhân Mục tiêu của tổng quan này là thảo luận về các ứng dụng lâm sàng, ưu điểm và hạn chế của những tiến bộ này

1.2.2 Tổng quan tình hình nghiên cứu các bệnh về da

Da là cơ quan bao bọc toàn bộ lớp bên ngoài cơ thể Tổn thương da là sự đề cập đến một sự khác biệt bất kỳ của một vùng da nào đó so với vùng da xung quanh, bao gồm màu sắc, hình dạng, kích thước và kết cấu Tổn thương da rất phổ biến và thường xuất hiện do tổn thương cục bộ trên da, tuy nhiên, có những trường hợp là biểu hiện của các rối loạn tiềm ẩn như nhiễm trùng, rối loạn tự miễn dịch hoặc di truyền Mặc dù hầu hết các tổn thương da là lành tính, một số khác lại có ảnh hưởng lâu dài và nguy hiểm khi có khả năng tiến triển thành ung thư da Bệnh da liễu rất đa dạng cả về triệu chứng và mức độ nghiêm trọng, chúng có thể xuất hiện tạm thời hoặc vĩnh viễn, có thể đau hoặc không đau [18] [19] Một số loại có nguyên nhân rõ ràng, có khi là do gen di truyền nhưng một số bệnh da liễu vẫn chưa rõ nguyên nhân Các bệnh da liễu thường không gây nguy hiểm đến tính mạng nhưng lại gây khó chịu, ảnh hưởng nghiêm trọng đến đời sống cũng như tâm lý của người bệnh Đặc biệt người mắc bệnh da liễu thường cảm thấy tự ti, mặc cảm do mất thẩm mỹ ở bề mặt da [18] Một số bệnh liên quan đến vấn đề thẩm mỹ có thể kể đến như bớt rượu vang, vảy nến, nốt ruồi, …

Bớt rượu vang (Hình 1.8 a) là sự đổi màu da người do dị thường mạch máu Tổn thương này được đặt tên như vậy vì màu sắc của chúng tương tự như màu của rượu vang đỏ Bớt rượu vang tồn tại trong suốt cuộc đời, vùng da bị ảnh hưởng phát triển theo tỷ lệ tăng trưởng chung

Vảy nến là một bệnh viêm da, lây lan trên toàn thế giới [20] [21] [22] Căn bệnh này có đặc điểm là đóng vảy, ban đỏ, dày và mụn mủ Vảy nến thể mảng (Hình 1.8 b) là dạng phổ biến nhất trong các dạng vảy nến, với biểu hiện là những mảng màu đỏ nổi lên được bao phủ bởi một màu trắng bạc, là sự tích tụ các tế bào da chết hoặc đóng vảy [20] Bệnh đôi khi bị chẩn đoán nhầm là một bệnh lý da liễu khác, như viêm da và chàm PASI

(Psoriasis Area and Severity Index) là tiêu chuẩn vàng để chẩn đoán và đánh giá mức độ nghiêm trọng của bệnh [21] [22] PASI là thước đo được sử dụng rộng rãi nhất, nhưng hạn chế của nó là độ nhạy kém a b c d

Hình 1.8 Một số bệnh lý da liễu: a Bớt rượu vang, b Vảy nến thể mảng, c Nốt ruồi, d

Nốt ruồi là một tổn thương da lành tính phổ biến do sự tăng sinh cục bộ của các tế bào sắc tố (Hình 1.8 c) Nốt ruồi thường có màu nâu hoặc màu đen vì chúng chứa tế bào sắc tố melanin

Ung thư da (Hình 1.8 d) là một bệnh ung thư phổ biến, xuất hiện do tình trạng phát triển bất thường của tế bào da Bệnh phát triển ở bề mặt da hoặc sâu bên trong lớp sắc tố, tốc độ phát triển chậm và khó phát hiện Ung thư da được chia thành hai dạng chính là ung thư tế bào hắc tố hay melanoma ít phổ biến hơn, và ung thư da không phải là melanoma (non-melanoma) chiếm đa số và có thể điều trị được khi phát hiện sớm Ung thư non- melanoma được phân thành hai loại: ung thư biểu mô tế bào đáy (Basal Cell Carcinoma – BCC) chiếm tới 75% các trường hợp, ung thư biểu mô tế bào vảy (Squamous Cell Carcinoma – SCC) chiếm các trường hợp còn lại [18] [19] [23] Tỷ lệ mắc các loại ung thư da tăng lên trong các thập kỷ qua [24] Dựa trên báo cáo từ thống kê ung thư toàn cầu năm 2018, ung thư da là loại ung thư phổ biến với tổng ca mắc mới đứng thứ 16, trong đó, ung thư da non-melanoma đứng thứ 5 trong 36 loại ung thư phổ biến với hơn

1 triệu ca mắc mới và hơn 65 ngàn ca tử vong; với ung thư hắc tố (melanoma) có khoảng gần 290 ngàn ca mắc mới và khoảng 60 ngàn ca tử vong [25]

Phần lớn các tổn thương da không phải là ung thư Tuy nhiên, các bác sĩ sẽ xác định xem một tổn thương hoặc tổn thương cụ thể có phải là ung thư hay không dựa trên quan sát lâm sàng và đánh giá kết quả của sinh thiết Vì phát hiện sớm là chìa khóa để điều trị thành công, các cá nhân nên thăm khám da khi có những thay đổi của nốt ruồi hiện có, sự hiện diện của nốt ruồi mới hoặc sự thay đổi ở một vùng da nhất định Quy tắc đánh giá ung thư tế bào hắc tố ABCDE rất hữu ích trong việc xác định các nốt ruồi đáng ngờ có thể là ung thư [26]:

• A: Asymmetry (Không đối xứng) – Tàn nhang, nốt ruồi và các tổn thương da lành tính khác thường có tính đối xứng, trong khi các u hắc tố thường không đối xứng

• B: Border (Đường bờ) – Các đường bờ của u hắc tố ác tính thường không trơn mượt, có nhiều đoạn biến đổi nhanh (gấp khúc)

• C: Color (Màu sắc) – U hắc tố thường có nhiều màu và phân bố không đồng đều

Chúng có thể bao gồm 6 màu chính như đen, nâu, trắng, xám, đỏ và xanh lam

• D: Diameter (Đường kính) – Đường kính của u hắc tố thường lớn hơn 6 mm

• E: Elvoving (Tăng trưởng) – Đánh giá sự thay đổi về hình dạng và kích thước khối u theo thời gian

Chẩn đoán nguyên nhân cơ bản của tổn thương da thường dựa trên tiền sử bệnh nhân, đặc điểm, vị trí và cách thức xuất hiện tổn thương trên cơ thể bệnh nhân Có nhiều dạng thiết bị hỗ trợ chẩn đoán không xâm lấn khác nhau được bác sĩ da liễu sử dụng, từ các phương pháp truyền thống như đèn Wood, kính soi da, kính soi da sử dụng kỹ thuật phân cực ánh sáng đến các phương pháp hiện đại như soi da đa bước sóng, kính hiển vi đồng tiêu và chụp cắt lớp quang học [27] [28] [29] [30] [31]

Phương pháp được sử dụng để thăm khám da liễu phổ biến và hiệu quả, mà giá thành không quá cao là soi da (Dermoscopy) Soi da sử dụng một thiết bị gọi là kính soi da Kính soi da (Dermoscope / Dermatoscope) là thiết bị sử dụng một kính hiển vi tích hợp sẵn trong nguồn ánh sáng để hỗ trợ cho việc kiểm tra da Thiết bị này hỗ trợ thăm khám các lớp nông của da (thượng bì, trung bì nông) với độ phóng đại nhiều lần Kính soi da được sử dụng thường xuyên trong chẩn đoán lâm sàng các thương tổn da có sắc tố cũng như nhiều bệnh da liễu khác, cho phép gia tăng hiệu năng chẩn đoán so với quan sát đơn

21 thuần bằng mắt thường [30] [31] Soi da có thể giúp xác định các tổn thương và phân biệt các tổn thương tế bào hắc tố với các tổn thương loạn sản, u ác tính hoặc ung thư da không phải u ác tính như ung thư biểu mô tế bào đáy hoặc ung thư biểu mô tế bào vảy Các đặc trưng quan sát được từ soi da giúp đánh giá sớm, phân loại và tầm soát các tổn thương da tốt hơn Bên cạnh đó, các ứng dụng trong thẩm mỹ của soi da rất thú vị và đang được khám phá [30] [31]

CƠ SỞ LÝ LUẬN VÀ PHƯƠNG PHÁP NGHIÊN CỨU

Mô hình hình ảnh phân cực ánh sáng trên mô sinh học

Hình 2.1 Sơ đồ hệ thu nhận hình ảnh phân cực ánh sáng: H – phân cực tuyến tính, HV – phân cực chéo (cross-polarized); HH – đồng cực (copolarized) Trong đó: a hình ảnh ánh sáng phân cực chéo HV, b hình ảnh ánh sáng đồng cực HH

Kỹ thuật hình ảnh phân cực phản xạ đã được sử dụng phổ biến để cung cấp độ phân giải cao hơn và hình ảnh tương phản cao hơn trong nghiên cứu mô sinh học [6] [12] [13] Hình 2.1 minh họa hệ quang học sử dụng trong thu nhận hình ảnh phân cực tuyến tính Khi ánh sáng phân cực tuyến tính chiếu đến mô, có hai loại photon thoát ra khỏi mô thu được bởi máy ảnh (CCD): (1) deep – là các photon phân tán xuyên thấu sâu vào bên trong mô có định hướng phân cực tuyến tính ngẫu nhiên và (2) superfical – là các photon tán xạ bề mặt chỉ trải qua một hoặc hai (hoặc ít) tán xạ và giữ lại phần lớn độ phân cực tuyến tính ban đầu của chúng [109] Giả sử ánh sáng chiếu đến mô là phân cực tuyến tính định hướng song song (H), ánh sáng thu nhận được sau khi qua mô, qua kính phân cực tuyến tính đặt trước máy ảnh có thể chuyển đổi sang song song (đồng cực, HH) hoặc vuông góc (phân cực chéo, HV) với mặt phẳng tán xạ H chỉ sự phân cực song song với mặt phẳng tán xạ và V chỉ ra vuông góc với mặt phẳng tán xạ Hai hình ảnh được thu nhận là HH và HV Tổng của hai hình ảnh này được gọi là hình ảnh cường độ I (công thức (2.1)), tương đương với hình ảnh phản xạ khuếch tán tiêu chuẩn và sự khác biệt của hai hình ảnh này được gọi là hình ảnh phân cực Q (công thức (2.2)) Ta lại có, HH

49 là kết quả của các photon tán xạ bề mặt và các photon phân tán xuyên thấu sâu bên trong mô có phân cực song song H (công thức (2.3), HV loại bỏ đi các photon tán xạ bề mặt (vì chúng có định hướng phân cực song song H) nên chỉ còn lại các photon phân tán xuyên thấu sâu bên trong mô có phân cực vuông góc V (công thức (2.4)) [109] Như vậy, hình ảnh phân cực Q khi đó chính là ảnh bề mặt (superfical) (công thức (2.5)), nói cách khác, sự khác biệt giữa các thành phần đồng cực và phân cực chéo của ánh sáng sau khi chiếu đến mô chỉ chứa thông tin trên lớp mô bề mặt [109]

Kỹ thuật hình ảnh phân cực chéo được ứng dụng trong nhiều lĩnh vực chẩn đoán y khoa, nhất là các nghiên cứu trên bề mặt nông Hình ảnh ánh sáng phân cực chéo sẽ loại bỏ tín hiệu phản xạ từ mô bề mặt và hiển thị rõ hơn cấu trúc các lớp mô bên dưới sâu hơn Bên cạnh đó, độ sâu hình ảnh của lớp bề mặt phụ thuộc vào bước sóng của ánh sáng tới và tính chất quang của mô như hệ số hấp thụ, hệ số tán xạ, hệ số bất đẳng hướng Sự phụ thuộc này được trình bày trong phần tương tác ánh sáng và mô a b

Hình 2.2 Hình ảnh soi da của một nốt ruồi: a không sử dụng hệ phân cực chéo; b sử dụng hệ phân cực chéo (thanh tỷ lệ: 2 mm) [110]

Hình 2.2 là một ví dụ minh họa của việc ứng dụng kỹ thuật chụp ảnh phân cực trong y sinh, cụ thể là hình ảnh mô da có nốt ruồi Có thể nhận thấy rằng, khi sử dụng kỹ thuật phân cực chéo (Hình 2.2 b), ánh sáng phản xạ tại lớp bề mặt đã được khử, có thể quan sát rõ hơn phân bố melanin bên trong cũng như biên của nốt ruồi so với hình ảnh chụp bằng ánh sáng không phân cực (Hình 2.2 a) [110].

Hệ thống hình ảnh đa bước sóng

2.1.2.1 Hình ảnh đa bước sóng

Hình ảnh quang phổ, hình ảnh đa bước sóng MSI và hình ảnh siêu bước sóng HSI là những cụm từ thường dùng để biểu diễn hình ảnh ba chiều bao gồm hai chiều không gian (cột x hàng y) và một chiều quang phổ (bước sóng λ) Có thể xem hình ảnh đa phổ

I (x, y, λ) dưới dạng hình ảnh I (x, y) ở mỗi bước sóng riêng hoặc dưới dạng phổ I (λ) tại mỗi pixel riêng lẻ (x, y) Nguyên tắc cơ bản của hình ảnh đa phổ dựa trên các tính chất quang của thành phần cấu trúc vật thể như phản xạ, tán xạ, hấp thụ, huỳnh quang ứng với các bức xạ khác nhau là khác nhau Bản chất sự kết hợp của hình ảnh không gian và quang phổ cho phép hình ảnh đa phổ đồng thời cung cấp các tính năng vật lý và hình học của vật thể (hình dạng, kích thước và màu sắc) cũng như các đặc trưng hóa sinh thông qua phân tích quang phổ [4] [5]

Trong hình ảnh y sinh học, khi photon lan truyền trong mô sinh học, có thể xảy ra những quá trình sau: tán xạ, hấp thụ và truyền qua Các quá trình đó được xác định bởi những thông số như chiết suất, hệ số phản xạ, hệ số truyền qua, hệ số tán xạ, tiết diện tán xạ, hệ số hấp thụ, tiết diện hấp thụ, hệ số bất đẳng hướng, Trong đó, quá trình hấp thụ và quá trình tán xạ đóng vai trò chính trong nghiên cứu hình ảnh đa phổ

• Sự hấp thụ sóng điện từ phụ thuộc vào thành phần phân tử cấu tạo nên mô Các phân tử hấp thụ photon khi năng lượng của photon bằng với khoảng cách giữa các mức năng lượng và chuyển mức giữa các trạng thái lượng tử tuân theo quy tắc chọn lọc Ở miền sóng ngắn, photon năng lượng cao bị hấp thụ do sự chuyển mức giữa các mức năng lượng của điện tử (electron) Một vài chất hấp thụ mạnh trong miền UV gồm DNA, các amino acid thơm (tryptophan và tyrosine), protein, melanin, và porphyrin ( bao gồm hemoglobin, myoglobin, vitamin B12 và cytochrome C) Ở

51 vùng cửa sổ quang học mô 600 nm đến 1300 nm, nước hấp thụ yếu, điều này cho phép ánh sáng đi sâu đáng kể vào mô [4] Dựa trên hiện tượng hấp thụ có thể khảo sát nhiều đặc trưng sinh học của mô như hemoglobin, melanin hay keratin

• Hiện tượng tán xạ xảy ra khi sóng điện từ gặp các cấu trúc trong tế bào (được gọi là các hạt tán xạ hoặc tâm tán xạ) Khi sóng điện từ tương tác với hạt thì các electron trong các phân tử cấu tạo nên tế bào hoặc mô sẽ bị nhiễu loạn với vùng tần số của sóng tới và tạo các moment lưỡng cực điện cảm ứng Các moment lưỡng cực này sẽ trở thành nguồn phát sóng điện từ và tạo ra các trường tán xạ Trong hình ảnh y sinh, quá trình tán xạ giữ vai trò quan trọng trong chẩn đoán và điều trị Sự tán xạ phụ thuộc vào kích thước, hình thái, cấu trúc của thành phần mô như màng tế bào, nhân tế bào, sợi collagen, khi các thành phần này sẽ thay đổi tính chất tán xạ của mô cũng thay đổi theo Do đó hiện tượng tán xạ cung cấp phương tiện để chẩn đoán, đặc biệt trong chẩn đoán hình ảnh

Bảng 2.1 Phân loại và đặc trưng chính của hình ảnh đa phổ

Hình ảnh đa phổ Dải bước sóng Độ phân giải phổ Tính triển khai Multispectral < 10 dải > 10 nm Trung bình

Ultraspectral > 1000 dải Rất hẹp Rất khó

Full spectral Toàn dải từ UV - IR Rất hẹp Rất khó

Hình ảnh quang phổ thường chia thành 4 loại chính bao gồm: Multispectral, Hyperspectral, Ultraspectral và Full spectral Sự phân chia này phụ thuộc vào số lượng dải bước sóng được sử dụng trong quá trình ghi nhận hình ảnh Với MSI, số dải bước sóng sử dụng là từ 2 – 10 dải, HSI thì sử dụng từ 10 – 1000 dải, ảnh Ultraspectral thì số dải bước sóng được sử dụng lại lớn hơn 1000 dải và ảnh Full spectral sử dụng toàn dải sóng từ UV đến IR (Bảng 2.1) [4] [5] Tính triển khai nghiên cứu với các hình ảnh quang phổ này cũng khác nhau (Bảng 2.1) Có thể thấy, ảnh Ultraspectral và Full spectral rất khó để triển khai trong nghiên cứu Với HSI, số dải sử dụng lên đến từ hàng chục đến hàng trăm dải tiếp giáp, nên lượng dữ liệu lưu lại trên hình ảnh HSI là rất lớn, do đó, để đáp ứng tính nhất quán về hình ảnh không gian I(x,y), phương pháp Hyperspectral đòi

52 hỏi kỹ thuật phức tạp, nguồn kinh phí lớn hơn cũng như thời gian chụp lâu hơn khó thích ứng với phân tích hình ảnh trên mô sống, có chuyển động

Hình 2.3 Mô hình hình ảnh quang phổ; a Mô hình so sánh hình ảnh đơn sắc, RGB, quang phổ, MSI và HSI; b Sự khác biệt giữa hình ảnh HSI và RGB [111]

Mô hình trên Hình 2.3 thể hiện sự khác nhau về mặt thông tin của các phương pháp ghi nhận hình ảnh phổ thường dùng [55] Trên Hình 2.3 a, là mô hình của ảnh đơn sắc, RGB, quang phổ, MSI và HSI Ảnh đơn sắc (Monochrome) thể hiện thông tin về mặt không gian I (x, y), ảnh phổ (Spectralscopy) thể hiện thông tin về mặt phổ I (λ), hình ảnh RGB, MSI và HSI ghi nhận đồng thời thông tin về không gian và đặc tính phổ Hình 2.3 b thể hiện so sánh chi tiết hơn về hình ảnh RGB và hình ảnh HSI, trong khi hình ảnh RGB có thể tách thành 3 kênh màu ứng với 3 vùng phổ chính là xanh dương, xanh lá và đỏ thì hình ảnh HSI có thể cung cấp thông tin quang học liên tục từ vùng UV đến vùng cận hồng ngoại Thông tin phổ bổ sung có trong hình ảnh siêu bước sóng (HSI) có thể được sử dụng để phân tích và hiểu chính xác hơn các đặc trưng của mô bao gồm đặc tính hấp thụ trên các vùng khác nhau, cũng như đặc tính tán xạ trên các vi cấu trúc khác nhau

2.1.2.2 Kỹ thuật chụp ảnh đa bước sóng

Trong kỹ thuật thu nhận hình ảnh đa bước sóng I (x, y, λ), các phương pháp quét ảnh điển hình bao gồm: quét không gian (Spatial scanning), quét quang phổ (Spectral

53 scanning) và chụp ảnh nhanh (Snapshot) [4] [5] [11][55] [112] Mỗi kỹ thuật thu nhận hình ảnh đều có những ưu điểm và nhược điểm riêng, việc lựa chọn kỹ thuật phụ thuộc vào các ứng dụng cụ thể

Hình 2.4 Các kỹ thuật chụp ảnh đa bước sóng; a quét điểm – Point scane, b quét hàng – Line scan, c quét mặt – Plane scan, d chụp ảnh nhanh – Snapshot [112]

• Phương pháp quét không gian (Spatial scanning) tạo ra hình ảnh đa bước sóng bằng cách thu được một phổ hoàn chỉnh cho từng pixel trong ma trận ảnh (x, y) trong trường hợp quét điểm (point scan / whiskbroom) (Hình 2.4 a) hoặc cho từng dòng trong trường hợp quét hàng (line scan / pushbroom) (Hình 2.4 b) Trong phương pháp quét hàng, quá trình quét theo phương ngang (x, λ) thu đồng thời hình ảnh theo nhiều dải bước sóng, trong khi quá trình quét theo phương dọc (trục y) diễn ra tuần tự Hệ thu hình ảnh thường gồm ba thành phần chính: ống kính, máy quang phổ và cảm biến silicon (trong trường hợp VIS – NIR) hoặc cảm biến InGaAs (trong trường hợp NIR – SWIR) Ánh sáng đi vào khe hẹp của máy quang phổ, sau đó tán sắc qua lăng kính hoặc nhiễu xạ qua cách tử, cuối cùng được hội tụ trên cảm biến Độ phân giải về dòng có thể đạt 1024 pixel, cùng với dải bước sóng từ 5 đến 224 băng tần Công nghệ này cung cấp độ phân giải về không gian và phổ là rất tốt, tuy nhiên tốc

54 độ quét là một hạn chế lớn, đặc biệt ứng với các trường hợp quét nhiều dải bước sóng, phù hợp các nghiên cứu mẫu cố định tại phòng thí nghiệm

• Phương pháp quét quang phổ (Spectral scanning) (Hình 2.4 c), được thực hiện bằng cách chụp toàn bề mặt vật thể (plane scan / wavelength scan) trong ma trận ảnh (x, y) ứng với mỗi dải bước sóng khác nhau (λ) để thu khối dữ liệu đa bước sóng I (x, y, λ) Trong phương pháp này, vật thể được chiếu sáng với những nguồn sáng đơn sắc khác nhau, sau đó phản xạ đến đầu dò hai chiều Nguồn sáng có thể thay đổi bước sóng bằng cách sử dụng các kính lọc hoặc sử dụng LED phát sáng ứng với những bước sóng khác nhau Nhược điểm chính của phương pháp này là độ phân giải phổ không cao trong trường hợp quét ít dải tầng, tuy nhiên, ưu điểm chính là khả năng ghi lại hình ảnh cho các dải bước sóng khác nhau theo thứ tự tùy ý, thiết bị thu phát ánh sáng cũng như ghi nhận hình ảnh được tích hợp đơn giản, linh động Phương pháp này được ứng dụng trong nhiều trường hợp, đặc biệt trong các lĩnh vực cần ghi nhận mẫu nhanh

• Phương pháp chụp ảnh nhanh hoặc phương pháp không quét (Snapshot / Non- scanning) (Hình 2.4 d): trong phương pháp này hình ảnh đa bước sóng I (x, y, λ) được thu nhận trong một lần chụp [11] Hệ thống quang học sẽ phân tách chùm ánh sáng chiếu đến mẫu thành các dải bước sóng khác nhau, cảm biến hai chiều được thiết kế có thể ghi nhận đồng thời hình ảnh không gian ứng với các dải bước sóng khác nhau được phân tách Phương pháp này cho phép thu nhận hình ảnh đa bước sóng rất nhanh, hạn chế các sai lệch về hình ảnh không gian do sự chuyển động của mẫu hoặc thiết bị thu nhận, tuy nhiên phương pháp này hiện còn rất mới, chi phí cao, sự đồng bộ về bộ tách chùm sáng cũng như cảm biến thu nhận được thiết kế ứng với các dải bước sóng cố định, phù hợp cho từng đối tượng nghiên cứu cụ thể

Phương pháp thu nhận và xử lý hình ảnh da

Phương pháp thu nhận hình ảnh da

Da là cơ quan lớn nhất của cơ thể, da có 3 lớp chính: lớp biểu bì, lớp ngoài cùng của da, cung cấp một hàng rào chống thấm nước và tạo ra màu da của chúng ta; lớp hạ bì, bên dưới lớp biểu bì, chứa mô liên kết cứng, nang lông và tuyến mồ hôi; các mô dưới da sâu

55 hơn được làm bằng chất béo và mô liên kết Trong phần này, để nghiên cứu hình ảnh lớp bề mặt và bên dưới lớp bề mặt da, phương pháp soi da sử dụng kỹ thuật hình ảnh phân cực kết hợp đa bước sóng được trình bày

Hình 2.5 Sơ đồ khối mô hình thiết bị soi da sử dụng nguồn sáng phân cực đa bước sóng : 1 – Vị trí tiếp xúc da; 2 – Nguồn sáng; 3 – camera thu nhận ảnh; 4 – Khối hiển thị, xử lý hình ảnh

Với mục tiêu nhỏ gọn để có thể cầm tay, mô hình thiết bị soi da sử dụng nguồn sáng phân cực đa bước sóng được thiết kế gồm 2 bộ phận chính: đầu soi (gồm nguồn sáng và camera thu nhận ảnh) và khối hiển thị, xử lý hình ảnh (Hình 2.5) Ánh sáng từ nguồn sáng (2) chiếu đến vị trí da cần soi (1) Camera (3) thu nhận hình ảnh vùng da được chụp Việc điều khiển nguồn sáng, camera cũng như lưu trữ, xử lý và hiển thị hình ảnh được hỗ trợ bới khối hiển thị, xử lý hình ảnh (4)

Hình 2.6 Sơ đồ khối đầu soi: 1 – Camera và hệ thấu kính; 2, 4 – Tấm phân cực; 3 –

LED đa bước sóng; 5 – phễu

56 Đầu soi được bố trí theo sơ đồ Hình 2.6 Ánh sáng sau khi phát ra từ nguồn sáng LED (3), được phân cực lần một bằng tấm phân cực (4) trước khi đến bề mặt da và ánh sáng phản xạ từ da được phân cực lần hai bằng tấm phân cực (2) trước khi đến camera thu nhận (1) Hai tấm phân cực được hiệu chỉnh nhằm loại bỏ các ánh sáng phản xạ không mong muốn trên bề mặt da Phễu (5) một đầu kết nối với nguồn sáng và một đầu tiếp xúc trực tiếp với bề mặt da, được thiết kế nhằm tránh sự ảnh hưởng của ảnh sáng bên ngoài, đồng thời cố định vị trí chụp ảnh Nguồn sáng kết nối đồng trục với hệ camera thu nhận hình ảnh

Phễu được in 3D bằng nhựa y tế (PET), phễu có dạng nón cụt, đầu tiếp xúc với da có hình tròn và 2 loại đường kính lựa chọn là phi 20 mm và phi 30 mm phù hợp với các vết thương nhỏ Để tránh tình trạng phản xạ ánh sáng từ thành phễu lên bề mặt da, phễu được in bằng nhựa đen, sau đó sơn phủ lớp đen mờ bên trong

Hình 2.7 Mô hình quang học của mỗi đèn LED: 1 – Đèn LED, 2 – Chao đèn, 3 – Hệ kính, 4 – Bề mặt da

Nguồn sáng LED đa bước sóng được thiết kế gồm 3 LED cùng loại, với công suất mỗi đèn là 1 W và bố trí đều quanh một vòng tròn để chiếu sáng đồng nhất vị trí da Mỗi LED đều đi kèm với chao đèn và hệ kính riêng như Hình 2.7 Theo đó, LED đa bước sóng (1) sẽ được đặt tại tâm chao đèn (2), chao đèn được làm bằng chất liệu phản xạ cao, hệ kính (3) bao gồm: thấu kính hội tụ L đặt trước chao đèn hội tụ ánh sáng thành một vùng sáng trên bề mặt da (4), kính khuếch tán D giúp phân bố cường độ sáng trên bề mặt da đồng đều hơn

Hình 2.8 a Phổ hấp thụ ánh sáng của melanin và hemoglobin, b Quang phổ bức xạ

LED Cree đa bước sóng Xlamp – XML [113]

Bảng 2.2 Một số thông số của LED Cree đa bước sóng Xlamp-XML [113]

Quang thông (IA50 mA) Điện áp chuyển tiếp (IA50 mA) λmin λmax

LED Đỏ 620 nm 630 nm 45,7 lm 2,25 V

Xanh lá 520 nm 535 nm 87,4 lm 3,3 V

Xanh dương 450 nm 465 nm 13,9 lm 3,1 V

Kích thước: 5 x 5 mm Nhiệt độ hoạt động tối đa: 150 °C Dòng điện tối đa: 1 A mỗi LED Góc phát quang: 130°

Tiêu chí lựa chọn LED cho nghiên cứu dựa trên các yếu tố: đặc tính hấp thụ của da, kích thước LED, góc phát xạ cũng như cường độ phát xạ của LED Mô da có 2 thành phần hấp thụ chính là hemoglobin và melanin Hình 2.8 a cho thấy quang phổ hấp thụ hemoglobin có một đỉnh lớn vào khoảng 430 nm và một đỉnh trung bình vào khoảng

550 nm còn quang phổ hấp thụ melanin rộng và giảm theo hàm mũ đặc trưng về phía bước sóng dài hơn Do đó, với mục tiêu quan sát cấu trúc dưới da, kết hợp với quang phổ bức xạ LED Cree đa bước sóng Xlamp – XML (Hình 2.8 b), LED Cree đa bước

58 sóng Xlamp – XML được lựa chọn với các dải bước sóng là: 620 nm (đỏ), 520 nm (xanh lá), 450 nm (xanh dương) và ánh sáng trắng Một số đặc trưng cơ bản của LED Cree Xlamp XM-L Color được trình bày ở Bảng 2.2 [113]

Camera Sony (IMX179) được sử dụng để thu nhận hình ảnh da liễu Trong cùng một bộ ảnh đa bước sóng, vùng da được chụp dưới cùng một góc độ và độ phóng đại như nhau Trong nghiên cứu này, ống kính được sử dụng có tiêu cự cố định, trên trục ống kính có bộ tinh chỉnh tiêu cự phù hợp Camera sẽ kết nối với máy tính phần mềm hiển thị và xử lý thông qua cổng USB 2.0

Hình 2.9 Sơ đồ chức năng của khối xử lý, hiển thị hình ảnh

Hình ảnh thu được được xử lý qua máy tính và hiển thị trên màn hình thông qua khối xử lý và hiển thị hình ảnh Khối này cũng đảm nhận việc cấp nguồn cho LED và camera cũng như điều khiển các chế độ thu nhận hình ảnh (Hình 2.9)

Hệ thống điều khiển LED được thiết kế sao cho mỗi lần nhấn nút chụp, hệ thống sẽ chuyển đổi đèn và chụp lại hình ảnh với 4 chế độ là chế độ ánh sáng trắng W, ánh sáng xanh lá G, ánh sáng xanh dương B và ánh sáng đỏ R Khi nhấn nút chụp, CPU sẽ bật LED trắng trong vòng 0,5 s Camera thu hình ảnh và được lưu tên là White trong bộ nhớ của máy tính Sau đó sẽ chuyển đổi qua các ánh sáng xanh lá, xanh dương và đỏ Cuối cùng sau khoảng thời gian 2 s bộ ảnh gồm 4 hình ứng với mỗi bước sóng khác nhau được ghi nhận lại

Khối xử lý, hiển thị hình ảnh Điều khiển camera chụp ảnh theo màu

LED Lưu trữ, xử lý và hiển thị hình ảnh

Hình 2.10 Giao diện chương trình thu nhận hình ảnh soi da

Phần mềm xử lý gồm các thuật toán xử lý ảnh Phần mềm lưu trữ và hiển thị được thiết kế với giao diện đơn giản cho người sử dụng (Hình 2.10) với các chức năng chính như chụp ảnh, lưu ảnh, video, quan sát ảnh đã chụp:

• Close: để đóng chương trình khi không cần sử dụng

• Zoom: phóng to/thu nhỏ giao diện màn hình hiển thị

• Setting: chọn camera để hiển thị trên giao diện

• Capture: khi ấn nút, phần mềm sẽ tự động chụp ảnh và lưu lại dưới dạng “.png”

Sau khi cài đặt và tiến hành chụp ảnh thì phần mềm sẽ tự động tạo thư mục “Pic_SoiDa” trên ổ đĩa D để lưu trữ ảnh đã thao tác Phần mềm được thiết kế bằng ngôn ngữ C# nên lưu lượng cài đặt nhẹ, có thể xuất ra file “.exe” để thuận tiện cài đặt Phần xử lý ảnh, thuật toán được xây dựng bằng thư viện Matlab nên khi cần xử lý ảnh chương trình Matlab sẽ thực thi

Hình 2.11 Mô hình thiết bị soi da sử dụng nguồn sáng phân cực đa bước sóng

Phương pháp kết hợp hình ảnh da đa bước sóng

Hình 2.12 Sơ đồ thuật toán kết hợp hình ảnh da đa bước sóng

Mục tiêu chính của phương pháp kết hợp ảnh da đa bước sóng là tính toán nâng cao độ tương phản của đối tượng trên nền ảnh dựa trên các đặc tính tương tác quang học của mô sinh học Các đối tượng cụ thể được nâng cao sự tương phản là hemoglobin, melanin và keratin Sự hấp thụ của các mô sinh học này là khác nhau ứng với các bước sóng kích thích khác nhau [16] Do đó, khi tiến hành kết hợp hai ảnh được chụp bằng các bước

Ikết hợp = k.I1 – I2 Ảnh R, G, B Ảnh xám

Chọn vùng xử lý tương phản U và V

Tính độ tương phản M(k)

61 sóng khác nhau, bổ sung thêm trọng số k, có thể tăng cường hay triệt tiêu cường độ của đối tượng được chọn Phương pháp này được mô tả như Hình 2.12 Đầu tiên, hình ảnh phân cực chéo của da (vảy nến, nốt ruồi, bớt rượu vang…) được thu nhận tại ba vùng quang phổ hẹp xanh dương (Blue – B), xanh lá (Green – G), Đỏ (Red – R) và ánh sáng trắng (White – W) Hình ảnh được lưu dưới dạng tệp PNG, đây là định dạng hình ảnh phổ biến và không mất dữ liệu Để thực hiện, các thuật toán được phát triển trong nền tảng phần mềm Matlab, hình ảnh đa bước sóng B, G, R được chuyển đổi sang thang xám bằng cách gán giá trị 0 cho giá trị nhỏ nhất và 255 cho giá trị tối đa, đây là phạm vi cơ bản cho hình ảnh uint8 Ảnh W được sử dụng là ảnh tham chiếu, nghĩa là vùng đối tượng cần được tăng tương phản U và vùng nền V được đánh dấu trên ảnh W, sau đó, các vùng này sẽ được đánh dấu tự động tương ứng trên các ảnh R, G, B Có hai cách đánh dấu vùng: chọn một lượng lớn pixel trên vùng cần chọn (chọn vùng) hoặc chọn ngẫu nhiên nhiều điểm trên vùng cần chọn (chọn điểm) Đối với nghiên cứu trên da, đánh dấu theo vùng được lựa chọn: Giá trị pixel của vùng U hoặc V được tính là giá trị trung bình của các pixel được lựa chọn ứng với vùng đó

Bước tiếp theo trong phương pháp này là sự kết hợp 2 ảnh đơn sắc khác nhau trong số các ảnh R, G, B theo công thức (2.6) Trong đó trọng số k được lựa chọn trong khoảng [-a, a] với bước nhảy là 0,1; I1 là giá trị cường độ các pixel trên ảnh thứ 1 và I2 là giá trị giá trị cường độ các pixel trên ảnh thứ 2 Giá trị “a” sẽ được lựa chọn phù hợp cho mỗi cặp ảnh kết hợp khác nhau, và phụ thuộc vào mục đích tăng tương phản là đối tượng nào (hemoglobin, melanin hay keratin)

Bằng cách nhân với trọng số k, cường độ của các pixel trên ảnh thứ 1 được thay đổi, và do đó, cường độ vùng đối tượng có thể tiến đến 0 nếu trọng số k làm cho cường độ vùng được chọn trên 2 ảnh kết hợp tiến lại gần nhau Và ngược lại, cường độ đối tượng sẽ cực đại ứng với trọng số k làm cho sự chênh lệch cường độ vùng được chọn trên 2 ảnh kết hợp là lớn nhất Sau khi kết hợp ảnh, với mỗi giá trị k, ảnh kết hợp được chuyển đổi sang uint8 để trình bày các thuộc tính của hình ảnh Độ tương phản giữa 2 vùng U và V sẽ được xác định theo công thức (2.7):

+ (2.7) với U, V – lần lượt là cường độ pixel trung bình của các điểm ảnh của vùng U, V được chọn ở trên [10] Độ tương phản sẽ được tính cho tất cả các tổng ảnh với các trọng số k khác nhau Và cuối cùng, thuật toán sẽ cho biết giá trị trọng số k ứng với cực đại hệ số tương phản giữa 2 vùng và giá trị cực đại của hệ số tương phản đó

Ngoài ra, các kết quả tăng tương phản hemoglobin, melanin và keratin thu được bằng phương pháp của luận án sẽ được so sánh với phương pháp do Kapsokalyvas và cộng sự đề xuất (gọi tắt là phương pháp Kapsokalyvas) Theo đó, hệ số tăng tương phản máu theo công thức (2.8), hệ số tăng tương phản melanin bề mặt được xác định theo công thức (2.9) và hệ số tăng tương phản melanin được xác định theo công thức (2.10) [10]

Đối tượng nghiên cứu da

i Tiêu chuẩn lựa chọn đối tượng vào nghiên cứu

• Tiêu chuẩn chọn đối tượng: người từ đủ 18 tuổi trở lên, có biểu hiện thường thấy của các bệnh ngoài da như là vết mẫn ngứa, mẫn đỏ, phát ban, thay đổi sắc tố da, vảy nến, bớt sắc tố…gây ra những mảng sậm màu trên cơ thể và có kích thước, hình dạng khác nhau

• Tình nguyện viên với da bình thường ii Tiêu chuẩn loại trừ khỏi nghiên cứu

• Đối tượng có vùng da tổn thương, vết thương hở, không thể tiếp xúc trực tiếp ngoài da

63 iii Ai sẽ là người đánh giá các thông tin cá nhân và y khoa để chọn lọc bạn tham gia vào nghiên cứu này?

• Bác sĩ chuyên khoa da liễu iv Trình bày phương pháp lưu giữ mật các hồ sơ nhưng có thể nhận dạng được đối tượng tham gia nghiên cứu

• Thông tin bệnh nhân sẽ được thu thập chỉ bao gồm: giới tính, tuổi, bệnh lý

• Hồ sơ bệnh nhân sẽ được bảo mật dưới dạng mã hóa và được cam kết bảo mật dưới dạng riêng tư

Phương pháp thu nhận hình ảnh tai giữa và phân đoạn màng nhĩ

Phương pháp thu nhận hình ảnh tai giữa

Hình 2.13 Sơ đồ khối mô hình thiết bị soi tai đa bước sóng: 1 – Khối nguồn; 2 – Cáp quang học; 3 – Ống nội soi cứng; 4 – camera; 5 – Máy tính và màn hình hiển thị

Nội soi tai là phương pháp thăm khám phổ biến, giúp bác sĩ quan sát được các dấu hiệu tổn thương nằm sâu trong khoang tai, từ đó có thể đưa ra các chẩn đoán bệnh lý liên quan Trên cơ sở máy nội soi tai mũi họng (NSTMH) đang được sử dụng tại các bệnh viện, mô hình thiết bị nội soi tai sử dụng nguồn sáng đa bước sóng đã được xây dựng và hoàn thiện (Hình 2.13) Mô hình thiết bị gồm 2 khối chính:

• Khối nguồn sáng: bao gồm nguồn sáng LED đa bước sóng kết nối với dây dẫn quang học

• Khối thu nhận và xử lý: camera kết nối với ống soi thông qua hệ thấu kính, hình ảnh được xử lý qua máy tính và hiển thị trên màn hình

64 Đầu tiên, ánh sáng từ nguồn sáng LED đa bước sóng trong khối nguồn (1) thông qua cáp quang (2) đến ống nội soi cứng (3) Hình ảnh mẫu vật thu nhận nhờ camera (4) được xử lý và hiển thị trên màn hình (5)

2.3.1.1 Khối nguồn sáng của mô hình thiết bị soi tai đa bước sóng

Hình 2.14 Mô hình quang học của nguồn sáng: 1 – Đèn LED, 2 – Chao đèn, 3 – Hệ thống thấu kính, 4 – Vùng hội tụ/ đầu vào cáp dẫn sáng

Khối nguồn sáng LED đa bước sóng được thiết kế đảm bảo kích thước nhỏ gọn và đủ lượng ánh sáng khi vào dây cáp dẫn sáng, sử dụng nguồn điện một chiều, an toàn trong quá trình sử dụng Mô hình quang học của nguồn sáng được thể hiện ở Hình 2.14 Theo đó, cụm nguồn sáng LED đa bước sóng (1) sẽ được đặt tại tâm chóa đèn (hay chao đèn) (2), chóa đèn được làm bằng chất liệu phản xạ cao, hệ thấu kính hội tụ ánh sáng (3) đặt trước chóa đèn hội tụ ánh sáng thành một vùng nhỏ ngay tâm cáp quang dẫn sáng (4)

Hệ thấu kính được thiết kế gồm hai thấu kính hội tụ (L1 và L3) và một thấu kính phân kỳ (L2) Quá trình mô phỏng và thực nghiệm giúp xác định khoảng cách giữa nguồn sáng LED và các linh kiện thành phần cũng như khoảng cách vùng hội tụ (d1, d2, d3, d4) i) Nguồn sáng LED Để thu nhận được hình ảnh tai giữa, nguồn sáng được sử dụng là LED đa bước sóng Cree Xlamp-XML Color LED [113] Việc lựa chọn đèn LED là dựa vào đặc tính tương tác quang học của các thành phần mô tai giữa, cũng như cân nhắc đối chiếu với các nguồn có sẵn trên thị trường Các bước sóng được lựa chọn sử dụng là: 620 nm (đỏ),

520 nm (xanh lá), 450 nm (xanh dương), và ánh sáng trắng được sử dụng để quan sát

65 trực quan tai giữa Ngoài ra, với công suất cực đại là 5 W, nguồn sáng sẽ không gây tổn thương lên màng nhĩ của người tham gia thử nghiệm [114] Một số thông số của LED Cree đa bước sóng Xlamp-XML và phổ bức xạ của nó thể hiện ở Bảng 2.2 và Hình 2.8 b Màu sắc và công suất của LED có thể điều khiển chủ động trong quá trình thu nhận hình ảnh tai giữa ii) Chao đèn

Hình 2.15 Chao đèn parabol: F – tiêu điểm, D – đường kính, d – chiều sâu

Chao đèn là bộ phận thường được gắn kèm với các bóng đèn nhằm mục đích tăng hiệu quả tập trung ánh sáng của đèn, hạn chế sự thất thoát ánh sáng Các loại chao đèn phổ biến trên thị trường hiện nay là loại chao đèn có hình dạng Parabol với lớp phủ bề mặt được làm bằng các chất liệu phản quang Khi có chùm tia song song chiếu vào bề mặt phản xạ bên trong chao đèn Parabol, chùm tia ấy sẽ hội tụ tại tiêu điểm F (Hình 2.15)

Do đó, tiêu điểm F cũng chính là vị trí cần đặt đèn để cho hiệu quả tập trung ánh sáng tối ưu nhất Để đảm bảo được tiêu chí nhỏ gọn của bộ nguồn sáng, chao đèn sẽ được sử dụng với các kích thước: đường kính D = 50 mm, chiều sâu d = 30 mm, và tiêu cự (khoảng cách từ đỉnh parabol của chao đèn đến tiêu điểm F) f = 5,2 mm (Hình 2.15) iii) Hệ thấu kính

Do bề mặt cáp quang được sử dụng trong thực nghiệm nhỏ: đường kính trong 4,8 mm, đường kính ngoài 5,0 mm Để hội tụ tốt chùm sáng vào cáp quang, mô hình 3 thấu kính là sự kết hợp giữa 2 thấu kính hội tụ và 1 thấu kính phân kỳ được sử dụng (Hình 2.16 a) Thấu kính hội tụ ở vị trí gần nguồn sáng L1 đóng vai trò tập trung các tia sáng khi đi ra khỏi chao đèn để tăng độ định hướng của chùm tia Thấu kính phân kỳ L2 được đặt ở

66 vị trí trung tâm làm giảm các sai lệch quang hình học của tia sáng khi đi qua thấu kính hội tụ thứ nhất, giúp tất cả các tia sáng đều được hội tụ trên bề mặt của cáp quang và cũng như giúp cho việc điều chỉnh vị trí hội tụ của chùm tia dễ dàng hơn Thấu kính hội tụ L3 ở vị trí cuối cùng đóng vai trò hội tụ chùm tia sáng vào đầu 1 của cáp quang học với góc hội tụ được thiết kế phù hợp với khẩu độ cho phép a b

Hình 2.16 Mô phỏng: a Hệ thấu kính; b Sự hội tụ tia sáng qua hệ thấu kính

Một số thông số kỹ thuật của các thấu kính được trình bày cụ thể như sau:

• Thấu kính hội tụ L1 và thấu kính hội tụ L3: Sử dụng thấu kính hội tụ với đường kính

D1 = 40 mm, khẩu độ NA = 0,3, độ dài tiêu cự f1 = 60 mm, vật liệu N-BK7, phạm vi bước sóng 350 nm – 2500 nm

• Thấu kính phân kỳ L2: Sử dụng thấu kính phân kỳ với đường kính D2 = 25 mm, khẩu độ NA = 0,13, độ dài tiêu cự f2 = -100 mm, vật liệu N-BK7, phạm vi bước sóng 350 nm – 2500nm

Các khoảng cách từ nguồn sáng đến thấu kính 1 là d1 = 20 mm, thấu kính 2 là d2 = 50 mm, thấu kính 3 là d3 = 57 mm và điểm hội tụ cách d4 = 87 mm (Hình 2.16 b) Sau khi đã có cách bố trí hệ thống thấu kính tối ưu, các thấu kính sẽ được ổn định bằng cách lắp vào một ống hình trụ, được chế tạo với vật liệu nhựa in 3D Việc thiết lập ống kính sẽ giúp hệ thống được chắc chắn và tập trung ánh sáng tốt và ổn định iv) Cáp quang học

67 Để dẫn truyền ánh sáng từ nguồn sáng đến ống nội soi cứng, nghiên cứu sử dụng cáp quang học Cáp quang được chọn là do khả năng truyền sáng tốt và tính dẻo của cáp (chịu được biến dạng, giúp bác sĩ dễ dàng thao tác với ống nội soi khi sử dụng) Cáp quang có chiều dài 1,8 m và đường kính ống 4,8 mm (Hình 2.17 a) a b

Hình 2.17 a Cáp quang dẫn sáng sử dụng trong nghiên cứu , b Sự lan truyền ánh sáng dọc theo sợi quang

Cáp quang có hai đầu: đầu 1 là đầu kết nối với ống nội soi cứng; đầu 2 là đầu kết nối với khối nguồn Sợi quang hoạt động dựa trên hiện tượng phản xạ toàn phần trong phần lõi (Hình 2.17 b) để có thể dẫn truyền ánh sáng Khi lựa chọn dây dẫn sáng, giá trị quan trọng là khẩu độ của sợi quang Khẩu độ càng lớn thì sợi quang càng đón được nhiều ánh sáng từ nguồn hơn và khẩu độ được tính theo công thức (2.11)

2.3.1.2 Khối thu nhận hình ảnh thiết bị soi tai đa bước sóng

Phương pháp phân đoạn màng nhĩ

Việc xác định rõ ràng màng nhĩ cũng như các đặc tính trên đó có thể hỗ trợ bác sĩ chẩn đoán bệnh viêm tai giữa một cách nhanh chóng, chính xác, hỗ trợ điều trị kịp thời bệnh, có thể ngăn ngừa các biến chứng nguy hiểm xảy ra Ngoài ra, việc xác định chính xác biên màng nhĩ hữu ích trong các phẫu thuật vá màng nhĩ, đặt ốc tai điện tử, Từ đó, đã có nhiều nghiên cứu được công bố trong phân đoạn màng nhĩ, đánh giá hoặc xác định sự bất thường trên màng nhĩ [115] [116] [117]

Nghiên cứu đầu tiên có thể nói đến là của nhóm Xie và các cộng sự Họ sử dụng thuật toán Geometic snake để phát hiện những bất thường có trong ảnh của màng nhĩ, đồng thời loại bỏ các chói sáng dựa trên việc đặt ngưỡng Tuy nhiên, việc loại bỏ chói bằng thuật toán có thể làm mất đi tam giác sáng một trong những đặc tính quan trọng giúp

73 bác sĩ chẩn đoán bệnh lý [115] Trong nghiên cứu của nhóm Eros Comunello và các cộng sự, đường biên giữa màng nhĩ và các vùng liên quan như lỗ thủng trên màng nhĩ được xác định bằng thuật toán tách ảnh của Mumford và Shah Tuy nhiên, kết quả phân tách màng nhĩ của họ đã loại bỏ cán búa, một trong những thành phần thuộc vùng màng nhĩ cho thấy sự bất thường của màng nhĩ khi xuất hiện viêm [116] Năm 2013, nhóm Anupama Kuruvilla và cộng sự đã thiết kế và phát triển một thuật toán để chẩn đoán viêm tai giữa cấp, viêm tai giữa tiết dịch và viêm tai giữa không tiết dịch phụ thuộc vào sự thay đổi màu sắc, vị trí và độ mờ của màng nhĩ với độ chính xác 89,9% sau khi so sánh với chẩn đoán của bác sĩ tai mũi họng Màng nhĩ được phân đoạn sử dụng thuật toán Active Contour Các thách thức về chói, trường sáng không đều, và sự khác nhau về vị trí và kích thước màng nhĩ trong các lần chụp ảnh là nguyên nhân ảnh hưởng đến việc nhận diện vùng tổn thương một cách tự động [117]

Mặc dù kết quả của các nghiên cứu trên đều đạt độ chính xác tương đối cao, một số nghiên cứu có thể phát hiện sự bất thường trên màng nhĩ cũng như có thể phân loại một số bệnh tai giữa cụ thể để hỗ trợ các bác sĩ chẩn đoán lâm sàng Tuy nhiên, hầu hết những nghiên cứu này đều sử dụng phương pháp soi tai bằng ánh sáng trắng dẫn đến một số thách thức về độ chói và độ tương phản, trường ánh sáng không đều và độ tương phản thấp của các ranh giới trong cấu trúc giải phẫu gây khó khăn trong việc nhận dạng hoặc phân chia cấu trúc tự động Một số nghiên cứu mới đưa ra hướng sử dụng ảnh đa bước sóng [62] [63] Dựa vào đặc tính quang học khác nhau của thành phần mô da, từ đó có thể tăng độ tương phản ảnh Năm 2015, Tulio A Valdez và các cộng sự sử dụng ba bước sóng riêng lẻ vùng xanh dương, xanh lá, đỏ, cùng với kết hợp đồng thời các màu trên nhằm tăng khả năng quan sát các thành phần của tai giữa, đặc biệt là mạch máu [51] Họ đã sử dụng thuật toán cân bằng histogram thích nghi với độ tương phản bị giới hạn (CLAHE) để cải thiện độ tương phản mạch máu

Các kết quả trên đã cho thấy tương tác ánh sáng đa bước sóng với mô trên tai giữa có thể đóng vai trò như một đầu dò làm nổi bật các thành phần trên màng nhĩ Mục đích chính của phần này là nghiên cứu phân tích hình ảnh chụp màng nhĩ đa bước sóng, hướng đến ứng dụng nhận dạng và phân đoạn màng nhĩ Với mục đích đó, một hệ thống

74 thuật toán được xây dựng nhằm tách màng nhĩ ra khỏi ảnh đa bước sóng chụp màng nhĩ khi soi (Hình 2.24) Bước đầu tiên, các ảnh trắng và đa bước sóng, cụ thể là ảnh Đỏ (R), ảnh Xanh lá (G), và ảnh Xanh dương (B) được chuyển về ảnh thang xám với mức xám [0, 255] Tiếp theo, các ảnh xám sẽ trải qua bước tiền xử lý ảnh nhằm loại bỏ nhiễu cũng như làm tăng độ tương phản của hai vùng bằng các hàm có sẵn trong phần mềm Matlab và ImageJ Trên cơ sở ảnh xám, để phân đoạn màng nhĩ ra khỏi ảnh tai giữa, thuật toán Active Contour được phát triển bởi Shawn Lankton và cộng sự [118] đã được áp dụng trong phương pháp này

Hình 2.24 Sơ đồ thuật toán tách màng nhĩ

Có nhiều phương pháp để phát hiện biên như phương pháp phát hiện biên trực tiếp dựa trên đạo hàm cấp 1 và cấp 2, phương pháp Canny, Wavelet Trong đó, Active Contour là phương pháp dò biên cục bộ được sử dụng phổ biến trong y khoa, đặc biệt là việc dò biên vùng không rõ ràng, thiếu thông tin chẳng hạn như biên các cơ quan, khối u trong hình ảnh cộng hưởng từ, chụp cắt lớp vi tính và hình ảnh siêu âm [118] Việc xác định biên thường gồm các bước chính: lọc nhiễu, làm nổi biên sử dụng các toán tử phát hiện biên, định vị biên và cuối cùng là liên kết, trích xuất biên Trong phương pháp Active Contour, hình ảnh ban đầu được chuyển về thang xám, làm mịn qua các bộ lọc nhiễu, từ đó tính toán các mức giá trị điểm dọc theo một đường cong kín Đường cong kín C được sử dụng để tách các vùng lân cận nó thành hai vùng: vùng trong và vùng ngoài Phần bên trong của đường cong kín C được xác định bằng phép tính gần đúng của hàm Heaviside theo công thức (2.13) [118] đa bước sóng Ảnh

(W/R/G/B) Ảnh xám Tiền xử lý ảnh

Thuật toán Active contour Kết quả tách màng Đánh giá kết quả nhĩ

Tương tự, vùng ngoài của đường cong kín C được định nghĩa là ( 1 H −  ( ) x ) Để xác định khu vực xung quanh đường cong kín C, đạo hàm của Hφ(x) được sử dụng (công thức (2.14))

Hình 2.25 Minh họa quá trình thuật toán phân tách màng nhĩ: a Mô hình màng nhĩ; b Mặt nạ elip (đường cam); c Kết quả sau khi chạy thuật toán (đường xanh)

Các ảnh màu được chuyển về ảnh với mức xám từ [0, 255 Mặt nạ được chọn đi qua tam giác sáng và vùng xương cán búa (chung dạng elip và chung kích thước cho tất cả các trường hợp ảnh đa bước sóng trên mỗi hình) Hình ảnh được hiển thị chính là kết quả thu được từ phương pháp tách ảnh bằng Active Contour (Hình 2.25) Để xác định mức độ chính xác của kết quả phân đoạn, kết quả của thuật toán sẽ được so sánh với kết quả giá trị khác giá trị khác

76 tách của các bác sĩ chuyên khoa TMH (gọi là ảnh ground truth) bằng các tham số tương ứng là: hệ số tương tự Dice và giá trị khoảng cách Hausdorff

Hệ số tương tự Dice – DSC được sử dụng để đo vùng màng nhĩ phân đoạn chồng lấp giữa thuật toán và ground truth được xác định bởi chuyên gia [119] Giá trị DSC được xác định theo công thức (2.15)

Trong đó A là kết quả được khoanh vùng theo thuật toán (vùng phân đoạn – màu xanh) và B là kết quả được phân vùng bởi các chuyên gia soi tai (vùng đúng – màu cam) (Hình 2.26) Giá trị DSC nằm trong khoảng từ 0 đến 1 Giá trị DSC càng cao có nghĩa là sự chồng chéo giữa hai vùng càng lớn, kết quả càng đáng tin cậy

Hình 2.26 Hình ảnh minh họa hệ số tương tự Dice

DSC có thể được sử dụng như là một chỉ số để phát hiện mức độ chính xác phân đoạn Tuy nhiên, trong một số tình huống khi xuất hiện biên giả, các ranh giới tùy biến với độ cong và hình dạng không giống với bất kỳ cấu trúc nào dẫn đến kết quả phân đoạn không đúng mặc dù DSC vẫn đạt giá trị cao Do đó, cần có thêm một tham số đánh giá khác để việc đánh giá mang tính khách quan hơn, đó là chỉ số HD

Nếu gọi h(A,B) là khoảng cách lớn nhất giữa một điểm của tập A và điểm gần nhất thuộc tập hợp B (công thức (2.16)), và h(B,A) là khoảng cách lớn nhất giữa một điểm của tập B và điểm gần nhất thuộc tập hợp A, thì chỉ số HD (khoảng cách Hausdorff) giữa A và B được xác định bởi công thức (2.17) [121]

||.|| là khoảng cách Euclide giữa hai điểm a và b trên đường biên của tập A và tập B

Đối tượng nghiên cứu tai

i Tiêu chuẩn chọn đối tượng:

• Tình nguyện viên trên 18 tuổi tình nguyện tham gia soi tai giữa (Không phân biệt giới tính, nghề nghiệp, cư trú)

• Bệnh nhân có dấu hiệu bệnh lý liên quan đến tai giữa ii Tiêu chuẩn loại trừ:

• Các trường hợp chống chỉ định nội soi như yếu tố về tinh thần, thần kinh iii Ai sẽ là người đánh giá các thông tin cá nhân và y khoa để chọn lọc bạn tham gia vào nghiên cứu này?

• Bác sĩ chuyên khoa tai mũi họng

• Cách lấy mẫu: được tiến hành dưới sự hỗ trợ thực hiện của các bác sĩ hoặc nhân viên y tế Quy trình lấy mẫu tuân thủ các quy định về an toàn cho bệnh nhân và tình nguyện viên iv Trình bày phương pháp lưu giữ mật các hồ sơ nhưng có thể nhận dạng được đối tượng tham gia nghiên cứu

• Thông tin bệnh nhân sẽ được thu thập chỉ bao gồm: giới tính, tuổi, bệnh lý

• Hồ sơ bệnh nhân sẽ được bảo mật dưới dạng mã hóa và được cam kết bảo mật dưới dạng riêng tư

Phương pháp thu nhận và xử lý hình ảnh soi CTC

Phương pháp thu nhận hình ảnh soi cổ tử cung

Hình 2.27 Sơ đồ khối mô hình thiết bị soi CTC kỹ thuật số, trong đó: 1 – bề mặt cổ tử cung, 2 – nguồn sáng, 3 – máy ảnh, 4 – card kết nối, 5 – CPU xử lý, 6 – màn hình hiển thị

Cổ tử cung là bộ phần nằm sâu trong cơ thể, do đó, để thăm khám, một phương pháp thường được các bác sĩ chỉ định là soi CTC Phương pháp này sử dụng thiết bị soi CTC Trên cơ sở phương pháp soi CTC và mục tiêu nghiên cứu hình ảnh soi CTC sử dụng kỹ thuật phân cực ánh sáng, mô hình máy soi CTC được thiết kế và thử nghiệm

Mô hình thiết bị soi CTC sử dụng nguồn sáng phân cực được thiết kế gồm 2 bộ phận chính: nguồn sáng LED, hệ thu nhận, hiển thị và xử lý hính ảnh (gồm camera thu nhận ảnh và khối hiển thị, xử lý hình ảnh) (Hình 2.27) Nguồn sáng (2) chiếu ánh sáng trực tiếp lên bề mặt cổ tử cung (1), ánh sáng phản xạ đi vào camera (3), thông qua card ghi hình (4), hình ảnh được lưu trữ, phân tích và xử lý bởi CPU (5) Cuối cùng, hình ảnh bề mặt CTC được hiển thị trên màn hình (6)

2.4.1.1 Nguồn sáng LED mô hình thiết bị soi CTC Đối với nguồn sáng, thiết bị sử dụng đèn LED trắng bố trí đối xứng và xen kẽ để tạo thành một vòng chiếu sáng đồng tâm có đường kính 40 mm trên vùng quan tâm (ROI) của bề mặt của CTC Để trường sáng trên bề mặt CTC đồng đều nhất có thể, nguồn sáng được thiết kế như Phần thân của nguồn sáng (4) là nơi đặt đèn LED, chóa sáng và thấu

79 kính hội tụ Ở khoảng cách mô phỏng 300 mm từ bề mặt thân nguồn sáng đến bề mặt CTC, hệ LED (3) và thấu kính được điều chỉnh nghiêng góc 30 0 giúp hội tụ ánh sáng tốt hơn Cụm LED chiếu sáng gồm 6 LED công suất được bố trí cách đều và đối xứng nhau qua tâm trục để chiếu sáng đồng nhất lên vùng quan tâm (1) Mặt sau cụm LED chiếu sáng, các điện trở được mắc với các LED bên dưới, đảm bảo sự hoạt động ổn định của cụm đèn chiếu sáng và giảm nhiệt Tấm phân cực thứ nhất (2) được gắn ở phía trước của đèn LED để tạo nguồn chiếu sáng phân cực Tấm phân cực này hình vành khăn, đồng tâm với tâm cụm đèn LED cho phép ánh sáng đi qua Phía sau phần thân là tấm phân cực thứ hai (5), sự kết hợp giữa hai tấm với góc thích hợp tạo hiện tượng phân cực chéo

Hình 2.28 Sơ đồ khối nguồn sáng: 1 – vùng quan tâm (CTC); 2, 5 – tấm phân cực; 3 – đèn LED, 4 – phần thân của nguồn sáng a b

Hình 2.29 a LED Cree XP G2 và b Quang phổ bức xạ của LED Cree XP G2 [122]

Nghiên cứu này sử dụng đèn LED Cree XP G2 (Hình 2.29 a) cho ánh sáng trắng kết hợp với chóa sáng cho khả năng tập trung ánh sáng mạnh và đồng đều trên bề mặt CTC LED Cree Xlamp – XP G2 được chọn làm nguồn sáng có quang phổ bức xạ được thể hiện ở Hình 2.29 b và một số đặc tính kỹ thuật như sau [122]:

• Chỉ số hoàn màu: CRI = 70

• Quang thông tối đa: 586 lm

• Dãy hoạt động bình thường: 2,47 V/ 350 mA

• Nhiệt độ hoạt động tối đa: 150 °C

2.4.1.2 Hệ thu nhận, hiển thị và xử lý hình ảnh mô hình thiết bị soi CTC

Khối thu nhận và hiển thị được thiết kế gồm 2 khối chính là phần cứng thu nhận ảnh và phần mềm hiển thị và xử lý ảnh Trong đó khối phần cứng bao gồm hệ camera kết nối với hệ thống ống kính Camera sẽ kết nối với máy tính sử dụng bộ ghi hình AverMedia

CD 311 thông qua cổng HDMI Hình ảnh thu được sẽ hiển thị trên màn hình i) Khối phần cứng: Mô hình thiết bị MSCTC sử dụng camera AmScope 1080p Auto Focus để ghi nhận hình ảnh soi bề mặt CTC Camera lấy nét tự động – lý tưởng cho các trường hợp soi kiểm tra cho kết quả nhanh; chất lượng hình ảnh cao với độ phân giải cao 1080p@60fps [123] Ống kính ngàm C được sử dụng để kết nối thu nhận tín hiệu quang học với cảm biến của camera Trong nghiên cứu này, ống kính được sử dụng có tiêu cự 18 mm – 35 mm Trên trục ống kính có bộ tinh chỉnh tiêu cự cho chế độ lấy nét bằng tay ii) Phần mềm hiển thị: Ngoài việc thiết kế xây dựng phần cứng điều khiển thiết bị hoạt động, phần mềm hiển thị, lưu trữ hình ảnh trong quá trình soi được thiết kế Phần mềm này có tác dụng kết nối camera với máy tính thông qua cổng HDMI Giao diện được thiết kế đơn giản cho người sử dụng (Hình 2.30) với các chức năng chính như chụp ảnh, lưu ảnh, video, quan sát ảnh đã chụp

Hình 2.30 Giao diện phần mềm sử dụng mô hình thiết bị máy soi CTC

Sau khi nhận lệnh chụp ảnh từ người sử dụng, phần mềm gửi một tín hiệu (8 bits) đến vi điều khiển và chờ tín hiệu phản hồi, đồng thời phần mềm tạo một thư mục (folder) lưu trữ ảnh với đường dẫn đã định sẵn, tên thư mục là thời gian hiện tại trên máy tính Đây được xem là thư mục tổng quản lý số ca bệnh theo từng ngày, từ đó ứng với mỗi ca bệnh khác nhau sẽ tương ứng các thư mục con khác nhau theo số thứ tự ca bệnh của ngày hôm đó Tiếp theo, máy tính phân tích tín hiệu nhận được, thực hiện chụp ảnh rồi gửi lại tín hiệu phản hồi về phần mềm để chụp và lưu ảnh vào thư mục vừa tạo trên Bên cạnh đó, phần mềm còn hỗ trợ tạo mã bệnh nhân mới hoặc lấy thông tin bệnh nhân cũ qua mã số bệnh nhân đã được cấp phát trước đó Giúp dễ dàng quản lý, truy xuất thông tin bệnh nhân cũng như theo dõi Giao diện phần mềm sử dụng (Hình 2.30) được thiết kế để hiển thị hình ảnh toàn màn hình giúp bác sĩ xem ảnh rõ ràng như ảnh lấy trực tiếp từ CCD ra màn hình Ngoài ra, trên giao diện phần mềm còn được trang bị nhiều tính năng giúp hỗ trợ bác sĩ trong quá trình khám bệnh và chẩn đoán:

• Chụp ảnh bề mặt CTC

• Các chế độ lưu trữ, điền thông tin, in ấn phiếu kết quả

Mô hình thiết bị MSCTC sau khi hoàn thiện (Hình 2.31 a), được đặt thử nghiệm tại phòng khám sản phụ khoa (Hình 2.31 b) Một số thông số kỹ thuật chính của mô hình được tóm tắt lại như sau:

• Nguồn sáng LED với ánh sáng trắng, sử dụng nguồn điện DC 5V, công suất 3W, cho độ rọi hơn 3000 lux tại khoảng cách từ nguồn đến bề mặt là 130 mm Góc chiếu được thiết kế cho trường sáng đồng đều Hệ quang học gồm hai tấm kính phân cực bắt chéo, một tấm đặt trước hệ LED, có tác dụng tạo ánh sáng phân cực theo một phương xác định, kính phân cực còn lại đặt sau hệ LED và trước hệ thấu kính Trong cơ cấu này hình ảnh mang lại dựa trên ánh sáng phân cực chéo, loại bỏ được ánh sáng chói ngay trên bề mặt tổn thương và bóng mờ từ trường nhìn, mô tả các tế bào và các mô nằm ngay bên dưới bề mặt tổn thương cũng như phát hiện các biểu hiện khác của mô a b

Hình 2.31 a Mô hình thiết bị soi CTC, b Hình ảnh đặt thử nghiệm mô hình

• Hệ camera với độ phân giải cao 1080p – 60 fps, cho phép quay video 60 hình trên giây, chụp ảnh 2 mega pixels, có khả năng tự động lấy nét, kết hợp hệ thống ống kính có tiêu cự từ 18 mm – 35 mm cho khoảng cách thao tác (khoảng cách từ đầu máy soi đến bề mặt CTC) từ 130 mm – 400 mm, hệ thống có khả năng chụp ảnh nhanh và rõ nét bề mặt CTC

• Phần đầu soi được lắp ráp khớp với nhau và đóng gói chắc chắn bằng vỏ kim loại Phía sau đầu soi sẽ có các công tắc và nút nhấn thuận tiện trong việc tắt mở CCD camera và nguồn sáng khi cần sử dụng Giá đỡ của máy soi có cấu tạo phù hợp với chức năng giữ thăng bằng và ổn định cho hệ máy trong lúc làm việc, hỗ trợ việc di chuyển và cố định máy soi khi cần thiết Đầu trên cùng của giá đỡ được lắp với một khớp nối và nối vào đầu soi, có khả năng điều chỉnh 3 chiều, điều chỉnh góc nghiêng từ +90 o ~ -75 o và khả năng xoay 360 o CPU và màn hình hiển thị giúp ghi nhận và lưu trữ hình ảnh để trả kết quả cho bệnh nhân, cũng như thực hiện một số thao tác xử lý ảnh để hỗ trợ trong việc chẩn đoán bệnh lý CTC

• Giao diện của phần mềm được thiết kế bằng công cụ hỗ trợ OpenCV và Aforge Giao diện được thiết kế đơn giản với một khung hiển thị hình ảnh và các nút nhấn chức năng Ảnh sau khi chụp được lưu lại dưới định dạng ảnh PNG.

Phương pháp tăng tương phản biểu mô lát – trụ

Hình 2.32 Cấu trúc của hai loại biểu mô trên bề mặt cổ tử cung

CTC được tạo thành từ biểu mô và mô đệm Trong đó, bề mặt CTC cấu tạo từ hai loại biểu mô chính, với cổ ngoài được bao phủ bởi biểu mô lát không sừng hoá, bề mặt trơn láng và cổ trong được phủ bởi lớp biểu mô trụ đơn Cấu trúc của hai loại biểu mô này được mô tả như Hình 2.32 Theo đó, biểu mô lát (Squamous Epithelium – SE) gồm 15 – 20 hàng tế bào khác nhau, được chia thành 4 lớp chính: lớp bề mặt, lớp trung gian, lớp cận đáy và lớp đáy Biểu mô trụ (Columnar Epithelium – CE) gồm một hàng tế bào hình trụ Do đó, vùng tế bào trụ khá mỏng, các mạch máu phân bố gần bề mặt hơn so với vùng tế bào lát Đó là lý do, vùng CE thường có màu hồng đậm hơn (nhiều sắc tố đỏ

84 hơn) so với vùng SE khi quan sát bằng mắt thường Bên dưới, mô đệm là dạng phức hợp của mô cơ trơn, mô sợi và mô đàn hồi [70] [124]

Các tổn thương trên bề mặt CTC bao gồm các tổn thương sinh lý và bệnh lý thường xảy ra ở vùng ranh giới giữa biểu mô lát tầng và biểu mô trụ Hai vùng này được ngăn cách bởi một đường mỏng gọi là ranh giới lát trụ (Squamocolumnar Junction – SCJ), được cấu thành do sự khác nhau về độ cao Khu vực chuyển tiếp gần biên SCJ (Transformation Zone – TZ) thường xuyên biến đổi và rất nhạy cảm với những thay đổi của môi trường xung quanh nó Đây cũng chính là nơi dễ phát hiện ra những biểu hiện của các bệnh lý CTC nói chung và ung thư nói riêng Từ việc tăng sinh quá mức của các tế bào chuyển sản có thể sẽ diễn tiến thành ung thư tại chỗ, rồi ung thư xâm lấn CTC [70] [71] [73]

Trên lâm sàng, để xác định biên SCJ hoặc vùng chuyển tiếp TZ, phương pháp VILI (Visual Inspection using Lugol’s iodine) thường được sử dụng trong quá trình soi CTC Khi dung dịch Lugol 5% được phết lên bề mặt CTC, biểu mô lát tầng hoặc các biểu mô chuyển sản trưởng thành, có chứa glycogen, bắt màu Lugol tạo vùng màu nâu đậm trong khi biểu mô trụ thì không bắt màu, từ đó có thể xác định ranh giới lát trụ [70] [71] [73]

Trong nghiên cứu kỹ thuật hình ảnh đa bước sóng, sự tương tác của ánh sáng với các mô được nghiên cứu để đưa ra phương pháp hỗ trợ chẩn đoán Khi chiếu ánh sáng đến bề mặt CTC, lớp biểu mô trên bề mặt CTC (SE và CE) giữ chức năng như một kính lọc trong suốt, nơi mà ánh sáng tới và ánh sáng phản xạ đi qua Trong khi đó màng đáy chứa hệ thống mao mạch cung cấp máu cho CTC và cũng là nơi cung cấp thông tin hấp thụ ánh sáng của hemoglobin Ánh sáng đi ngược lại từ bề mặt CTC vào cảm biến của camera phụ thuộc vào cấu trúc, tính chất quang học của lớp biểu mô bề mặt và hệ thống mao mạch ở màng đáy [125] Biểu mô lát có cấu tạo đa lớp nên chúng giữ chức năng như một hàng rào giữa biểu mô bề mặt và màng đáy Trong khi đó, biểu mô trụ có cấu tạo chỉ có một lớp tế bào trụ đơn, vì thế ánh sáng dễ dàng đi qua và tương tác với các lớp bên dưới Hơn nữa, vùng biểu mô lát có cấu trúc bề mặt phẳng hơn vùng biểu mô trụ, yếu tố này cũng dẫn đến tính chất quang học khác nhau giữa chúng Mặt khác, các mạch máu phân bố gần bề mặt biểu mô trụ đơn hơn biểu mô lát tầng, do đó, tính hấp thụ

85 ánh sáng của hemoglobin có thể được sử dụng để xác định ranh giới biểu mô lát trụ SCJ, hay vùng TZ

Trong nghiên cứu này, thiết bị soi CTC sử dụng nguồn sáng phân cực được sử dụng Kỹ thuật phân cực chéo giúp loại bỏ hiện tượng chóa do phản xạ từ nước, dịch nhầy trên bề mặt, ngoài ra, ánh sáng phân cực còn giúp tăng độ tương phản của hình ảnh các mô và cấu trúc của mạch máu sâu bên trong [126] [127] Hình ảnh được thu lại có độ phân giải full hd (1920 x 1080 pixels)

Hình 2.33 Sự tương tác của ánh sáng với bề mặt cổ tử cung

Theo Hình 2.33, ánh sáng từ nguồn sáng LED đi qua kính lọc phân cực trở thành ánh sáng phân cực tuyến tính Ánh sáng này chiếu đến bề mặt cổ tử cung Một phần bị phản xạ từ bề mặt, một phần đi sâu vào bên trong và tán xạ ngược trở lại Kính lọc phân cực thứ 2 đặt trước camera thu nhận hình ảnh nhằm loại bỏ đi thành phần ánh sáng phản xạ bề mặt, do đó, hình ảnh thu được không bị chói sáng Tương tác ánh sáng với mô sinh học, đặc biệt là tương tác với hệ thống mạch máu bên dưới lớp biểu mô được sử dụng để nghiên cứu rõ hơn về các đặc trưng sinh học của 2 vùng biểu mô cổ tử cung

Hình 2.34 Phổ hấp thụ ánh sáng của hemoglobin và collagen [128] [129] [130] [131]

Phổ phát xạ của LED trắng được chọn ứng với vùng bước sóng từ khoảng 400 nm đến hơn 700 nm Trong vùng bước sóng này, sự ảnh hưởng của lipid và nước bị loại bỏ vì hệ số hấp thụ của nước và lipid từ 400 nm – 700 nm thấp hơn nhiều lần so với oxyHb, deoxyHb và collagen Hình 2.34 thể hiện phổ hấp thụ của hemoglobin và collagen được vẽ lại theo dữ liệu [128] [129] [130] [131] [132] Theo đó, phổ hấp thụ hemoglobin thể hiện đỉnh chính ở khoảng 430 nm và đỉnh nhỏ ở khoảng 550 nm, gần với kênh Xanh dương và kênh Xanh lục của hình ảnh Trắng Collagen có xu hướng hấp thụ giảm dần theo tuyến tính trong dải quang phổ từ 500 nm – 700 nm Sự hấp thụ ánh sáng của collagen ít hơn hemoglobin ở bước sóng từ 500 nm – 600 nm nhưng cao hơn ở 600 nm – 700 nm Bằng cách trừ ảnh Đỏ với ảnh Xanh lục hoặc ảnh Xanh dương với một hệ số tương ứng, có thể loại trừ ảnh hưởng của sự hấp thụ collagen trong khi vẫn duy trì hiệu quả của sự hấp thụ hemoglobin Do đó, hình ảnh phân bố trong không gian của hemoglobin có thể được ước tính theo công thức (2.18) và (2.19):

Vì sự hấp thụ collagen cao hơn hemoglobin trong dải quang phổ 600 – 700 nm, phù hợp với hình ảnh mặt phẳng màu đỏ, nên hình ảnh Đỏ được sử dụng để tạo ra hình ảnh collagen trên bề mặt CTC Bằng cách trừ cường độ ảnh Đỏ cho cường độ nhỏ nhất của ảnh Đỏ, có thể giảm ảnh hưởng của sự hấp thụ hemoglobin trong khi vẫn duy trì hiệu quả của sự hấp thụ collagen Do đó, hình ảnh tăng tương phản collagen được tạo ra bằng cách thực hiện công thức (2.20):

Với IG, IR và IB lần lượt là cường độ pixel ma trận ảnh ứng với các kênh màu Xanh lá (G), Đỏ (R) và Xanh dương (B), được tách ra từ ảnh trắng trên hệ màu RGB Các hệ số α1, α2 , α3, K1 và K2 được xác định trong quá trình tính toán sao cho sự tương phản của hemoglobin và collagen trên bề mặt CTC là tốt nhất Phương pháp kết hợp theo công thức (2.18) gọi là phương pháp GR và phương pháp kết hợp theo công thức (2.19) được gọi là phương pháp BR Để đánh giá sự hiệu quả của các thuật toán tăng tương phản, hệ số tương phản (Contrast Ratio – CR) được sử dụng như một hệ số tham khảo và được tính theo phương trình (2.21) cho tất cả những ảnh sau cùng thu được từ phương pháp xử lý ảnh [133]

Trong đó: CR là hệ số tỉ lệ tương phản của vùng chứa máu so với vùng xung quanh;

I1 là cường độ pixel tại vùng chứa máu;

I2 là cường độ pixel tại vùng xung quanh

Hệ số tương phản CR được tính để phản ánh mức độ tương phản của máu trên bề mặt CTC, I1 là cường độ pixel tại các trường hợp cụ thể là vùng chảy máu trên bề mặt, mạch

88 máu, và vùng lộ tuyến (vùng biểu mô tuyến), và I2 sẽ là cường độ pixel tại vùng mô được cho là bình thường ở xung quanh (vùng biểu mô lát) CR càng tiến đến gần giá trị

1, hệ số tương phản được đánh giá càng tốt

Ngoài ra, trong ảnh y tế, hệ số tương phản trên nhiễu (Contrast-to-Noise Ratio – CNR) cũng được sử dụng rộng rãi trong việc xác định chất lượng ảnh Hệ số này xác định độ tương phản giữa mô quan tâm và mô lân cận [134] Ở đây, CNR được xác định bằng cách lấy giá trị tuyệt đối của hiệu cường độ pixel giữa vùng chứa máu và vùng xung quanh chia cho độ lệch chuẩn của biểu mô vảy σ (Công thức (2.22))

Bên cạnh đó, phương pháp tăng tương phản máu sử dụng kỹ thuật kết hợp ảnh đa bước sóng được đề xuất bởi nhóm Kapsokalyvas (trong luận án này gọi là phương pháp Kapsokalyvas) và phương pháp cân bằng xám đáp ứng giới hạn tương phản (Contrast Limited Adaptive Histogram Equalization – CLAHE) (trong luận án này gọi là phương pháp CLAHE) được sử dụng đồng thời để so sánh và đối chiếu kết quả tăng tương phản máu với phương pháp BR và GR

Phương pháp Kapsokalyvas được tạo ra dựa trên tính chất hấp thụ và tán xạ quang học của mô, bằng cách thực hiện theo phương trình (2.23) [10]:

Trong đó: I là cường độ pixel ma trận ảnh thu được sau khi xử lý tăng tương phản máu

IG là cường độ pixel ma trận ảnh ứng với kênh xanh lá

IR là cường độ pixel ma trận ảnh ứng với kênh đỏ

Phương pháp CLAHE dựa trên cân bằng biểu đồ thích ứng giới hạn độ tương phản (CLAHE), là phương pháp tăng cường độ tương phản phổ biến nhất để cải thiện độ tương phản của hình ảnh y tế Ở đây, kênh Xanh lục được trích xuất từ hình ảnh RGB và CLAHE được thực hiện trên đó để tạo ra hình ảnh có độ tương phản máu được nâng

89 cao [42] [135] [136] [137] Phương pháp này được sử sụng trên phần mềm Matlab, câu lệnh để sử dụng CLAHE là adapthisteq(I, Parameter1, Value1, Parameter2, Value2, ) Trong đó I là ảnh xám đầu vào cần được tăng tương phản, và Parameter và Value là các thông số và giá trị đầu vào tương ứng Ở đây, ảnh xám đầu vào là ảnh kênh xanh lá.

Đối tượng nghiên cứu phụ khoa

i Tiêu chuẩn lựa chọn đối tượng vào nghiên cứu

• Phụ nữ đã có quan hệ tình dục trên 18 tuổi khi một thử nghiệm Pap hoặc khám phụ khoa cho thấy kết quả bất thường ii Tiêu chuẩn loại trừ khỏi nghiên cứu

• Có kinh hoặc đang ra huyết nhiều

• Quan hệ tình dục, thụt rửa âm đạo bằng hóa chất, có sử dụng tampon hoặc đặt thuốc âm đạo trong vòng 48 giờ iii Ai sẽ là người đánh giá các thông tin cá nhân và y khoa để chọn lọc bạn tham gia vào nghiên cứu này?

• Bác sĩ khoa phụ sản iv Trình bày phương pháp lưu giữ mật các hồ sơ nhưng có thể nhận dạng được đối tượng tham gia nghiên cứu

• Hồ sơ bệnh nhân sẽ được bảo mật dưới dạng mã hóa và được cam kết bảo mật dưới dạng riêng tư v Các rủi ro hoặc bất lợi có thể xảy ra:

• Trong một số ca nội soi, bệnh nhân có thể được phết thuốc tê, acid, lugol… một số trường hợp có thể bị phản ứng thuốc Hướng xử lý: cấp cứu ngay tại bệnh viện vi Các bước tiến hành thu nhận hình ảnh tại bệnh viện

• Tuân thủ theo quy trình khám và lấy mẫu thường quy tại bệnh viện

KẾT QUẢ NGHIÊN CỨU VÀ THẢO LUẬN

Cơ sở dữ liệu hình ảnh da

Nghiên cứu được phê duyệt bởi Hội đồng Đạo đức trong nghiên cứu Y sinh học của Đại học Quốc gia TP Hồ Chí Minh, Việt Nam mã số 135/ĐHQG-KHCN và được thực hiện theo các nguyên lý của Tuyên bố Helsinki

Quy trình lấy dữ liệu hình ảnh da liễu được thực hiện theo các bước sau:

• Tình nguyện viên ngồi thẳng hoặc nằm tùy vị trí lấy mẫu;

• Bác sĩ soi da sử dụng mô hình thiết bị soi da phân cực đa bước sóng, chọn chế độ phù hợp trong quan sát, bao gồm chế độ phân cực và chế độ đa bước sóng;

• Bác sĩ nhấn nút chụp ảnh, phần mềm sẽ tự động thu nhận, lưu trữ, xử lý và hiển thị hình ảnh;

• Bác sĩ đọc kết quả và đánh giá vùng tổn thương

• Thiết bị được vệ sinh, khử khuẩn trước và sau mỗi lần sử dụng

Bảng 3.1 Thông tin cơ bản về cơ sở dữ liệu ảnh da liễu

Thông tin cơ bản Giá trị

Số tình nguyện viên 35 Độ tuổi > 18 tuổi

Phạm vi lấy dữ liệu Vết bớt rượu vang;

Vảy nến Vết thương chảy máu Nốt ruồi, Nám da

Tổng số dữ liệu hình ảnh (Hình) 50 bộ

Số ảnh trắng (Hình) 50

Số ảnh đa bước sóng – RGB (Hình) 150

Dữ liệu hình ảnh thu được bao gồm: 50 bộ ảnh khác nhau, là ảnh vùng da có các bệnh lý như tàn nhang, nám da, nốt ruồi, bớt rượu vang, vảy nến, các vết thương, … Mỗi bộ ảnh gồm 4 ảnh khác nhau, được chụp cùng tại một vị trí như nhau trên vùng da tổn thương, dưới nguồn sáng phân cực đa bước sóng: ánh sáng trắng (W), ánh sáng đỏ (R), ánh sáng xanh lá (G), ánh sáng xanh dương (B) Thông tin cơ bản về tình nguyện viên và cơ sở dữ liệu được trình bày ở Bảng 3.1.

Kết quả tăng tương phản máu trên da

Quang phổ hấp thụ hemoglobin có một đỉnh lớn vào khoảng 430 nm và một đỉnh trung bình vào khoảng 550 nm [16] Bình thường kính lọc xanh lá thường được sử dụng để quan sát hình ảnh mạch máu dưới nguồn sáng phổ rộng như đèn halogen Trong phần này, hình ảnh đa bước sóng và thuật toán kết hợp hình ảnh được sử dụng để nâng cao độ tương phản máu so với vùng da xung quanh Hình ảnh vết bớt rượu vang lấy từ cơ sở dữ liệu hình ảnh được sử dụng để khảo sát a b c d

Hình 3.1 Vết bớt rượu vang được chụp dưới ánh sáng phân cực: a Trắng W; b Đỏ R; c Xanh lá G; d Xanh dương B

Vết bớt rượu vang (Port wine stain – PWS) là vết bớt mạch máu lành tính, gồm có các mao mạch bất thường nằm trong lớp trung bì nông trên da Sử dụng mô hình thiết bị soi da phân cực đa bước sóng, hình ảnh của PWS được ghi nhận với ảnh W, ảnh R, ảnh G và ảnh B, các hình ảnh có cùng hình dạng và kích thước (Hình 3.1) a b c

Hình 3.2 Đồ thị mối liên hệ giữa hệ số tương phản M và trọng số k trong sự kết hợp các cặp ảnh: a RG và RB; b GR và GB; c BR và BG Đầu tiên, từ ảnh W, hai vùng được chọn để so sánh độ tương phản, vùng 1 là vùng bên trong vùng PWS và vùng 2 là vùng da xung quanh (Hình 3.1 a) Vùng 1 và vùng 2 này sẽ được đánh dấu tương tự trên các ảnh R, G và B Tiếp đến, theo thuật toán kết hợp ảnh (công thức (2.6)) lần lượt các cặp ảnh: RG, RB, GR, GB và BR, BG được kết hợp Kết quả về độ tương phản M theo trọng số k sau khi tính toán được thể hiện trên Hình 3.2

Dựa trên đồ thị kết hợp hình ảnh theo trọng số k, có thể nhận thấy rằng sự kết hợp các cặp hình ảnh khác nhau, theo trọng số k khác nhau sẽ cho độ tương phản máu (độ tương phản giữa vùng máu và vùng da xung quanh) là khác nhau Một số nhận xét và kết luận có thể rút ra từ đồ thị Hình 3.2 như sau:

• Hệ số tương phản máu M cao nhất là 0,61, ứng với sự kết hợp 0,2G − R Có thể nhận thấy rằng, giá trị này là cao hơn đáng kể so với ảnh đơn sắc G với hệ số tương phản 0,49 (ảnh thường được sử dụng trong y tế khi quan sát máu) Nói cách khác, ảnh kết hợp với trọng số k sẽ giúp tăng độ tương phản lên đáng kể Thật vậy, ở bề mặt da, ngoại trừ hemoglobin, melanin là thành phần hấp thụ ánh sáng đáng kể, melanin có phổ hấp thụ giảm theo cấp số mũ về phía bước sóng dài [10] [16] Bằng cách kết hợp ảnh G hoặc B với ảnh R ở một trọng số k thích hợp có thể loại trừ tác động của sự hấp thụ melanin trong khi duy trì sự ảnh hưởng của hấp thụ hemoglobin

• Với mỗi sự kết hợp ảnh, các đồ thị đều xuất hiện các đỉnh cực đại của hệ số tương phản máu M Như với ảnh kết hợp 1R − G cho hệ số tương phản 0,45 hay ảnh kết hợp 0,1B − R cho hệ số tương phản 0,49 Đây cũng là các giá trị tương phản tương đối cao Có nghĩa là, khi nghiên cứu muốn tăng độ tương phản máu, có thể sử dụng các đồ thị này để lựa chọn trọng số k phù hợp ứng với mỗi sự kết hợp ảnh để cho hệ số tương phản tối ưu

Bảng 3.2 là kết quả của sự tăng tương phản máu theo phương pháp kết hợp ảnh và phương pháp Kapsokalyvas trên 10 bộ ảnh khác nhau trên 3 bệnh lý: bớt rượu vang, hồng ban trên vảy nến và chảy máu của vết thương Các kết quả đều cho thấy, với sự lựa chọn trọng số k phù hợp, phương pháp kết hợp ảnh cho kết quả tăng tương phản máu tương đối tốt Các hệ số tương phản máu, nhìn chung tương đối cao với các trường hợp khảo sát Và so với phương pháp của Kapsokalyvas thì có thể nói vượt trội Như vậy, phương pháp kết hợp ảnh sử dụng trọng số k hỗ trợ tốt trong việc tăng tương phản máu trên nền da, hứa hẹn cho việc hỗ trợ y bác sĩ trong chẩn đoán các bệnh da liễu, ở đó, máu cũng là một trong những biểu hiện của bệnh lý

Bảng 3.2 Hệ số tăng tương phản máu trên 10 bộ ảnh

Loại bệnh Hệ số tương phản

Phương pháp kết hợp ảnh Phương pháp Kapsokalyvas

Kết quả tăng tương phản melanin trên da

Mục đích của phương pháp tăng tương phản melanin là để tạo ra một hình ảnh rõ nét các cấu trúc sắc tố trên bề mặt da Melanocytes sản xuất melanin, một loại protein sắc tố cung cấp màu da Melanocytes nằm trong lớp đáy của lớp biểu bì Chúng được xen kẽ thường xuyên giữa các tế bào keratinocytes Trong phần này nốt ruồi được lựa chọn để khảo sát sự tương phản melanin và bề mặt da Nốt ruồi là những chấm đen hoặc nâu trên da, xuất hiện do sự tập trung một nhóm các tế bào melanocytes [138] Mặc dù

94 các nốt ruồi thường là lành tính và không thay đổi, nhưng đôi khi có thể phát triển thành ung thư Dấu hiệu đầu tiên của khối u ác tính thường là sự thay đổi kích thước, hình dạng hoặc màu sắc của nốt Lưu ý là, nốt ruồi bình thường là rất phổ biến, còn ung thư tế bào hắc tố thường không phổ biến [26] [138]

Với người bình thường, sự phân biệt giữa nốt ruồi và ung thư melanoma là rất khó Với y bác sĩ, để phân biết nốt ruồi điển hình và ung thư melanoma, quy tắc ABCDE được áp dụng [26], nếu có dấu hiệu bất thường thì sẽ tiến hành sinh thiết để khẳng định bệnh lý Như vậy, việc chẩn đoán ban đầu phụ thuộc khá lớn vào việc quan sát cũng như ý kiến đánh giá của chuyên gia y tế Để hỗ trợ việc chẩn đoán bệnh tốt hơn, luận án đưa ra hướng phát triển thuật toán tăng độ tương phản giữa melanin và da, từ đó làm nổi bật các đặc trưng bệnh lý a b c d

Hình 3.3 Bộ ảnh nốt ruồi được chụp bởi mô hình thiết bị soi da đa bước sóng: a Ảnh

Trắng W; b Ảnh Đỏ R; c Ảnh Xanh lá G; d Ảnh Xanh dương B Đầu tiên, hình ảnh nốt ruồi được chụp bởi mô hình thiết bị soi da đa bước sóng với các ảnh thu được lần lượt là: ảnh W, R, G và B Do nốt ruồi khá nhỏ (khoảng 3 mm) so với trường chụp, hình ảnh được cắt lại giúp quan sát rõ hơn vùng nốt ruồi (Hình 3.3) Ảnh

W hỗ trợ trong việc quan sát tổng quan Ta có thể thấy rằng, trên hình ảnh W, trường quan sát đồng đều, rõ nét, không bị chói Ngoài ra, trên hình W, các vùng đối tượng (ô vàng nét đứt) và vùng nền (ô đỏ nét liền) cũng được lựa chọn để tiến hành xác định độ tương phản theo công thức (2.7)

Sau khi kết hợp ảnh theo phương pháp kết hợp, hệ số tương phản giữa melanin và vùng nền được biểu diễn trên Hình 3.4 Ta có thể thấy, trên mỗi đồ thị đều có các đỉnh cực đại và cực tiểu của hệ số tương phản ứng với các giá trị k khác nhau Việc tiến đến xác định các cực đại / cực tiểu của hệ số tương phản luôn là bài toán quan trọng trong việc xử lý hình ảnh y sinh Ở đây, các đỉnh cực đại của đồ thị được hiểu là ảnh tăng tương phản melanin, và các đỉnh cực tiểu tương ứng với việc tăng tương phản melanin bề mặt a b c

Hình 3.4 Đồ thị mối liên hệ giữa hệ số tương phản và trong số k trong các sự kết hợp ảnh khác nhau: a RG và RB; b GR và GB; c BR và BG a b c

Hình 3.5 Ảnh sau kết hợp ứng với giá trị k cho hệ số tương phản melanin cực đại: a RG; b GR; c BR

Dựa vào đồ thị Hình 3.4, các hình ảnh ứng với độ tương phản giữa melanin và nền cao nhất được lựa chọn để biểu diễn dưới thang màu Jet (Hình 3.5) Cụ thể, đây là sự kết

96 hợp ảnh lần lượt là RG, GR và BR ứng với các trọng số k cho hệ số tương phản cực đại Hình ảnh được biểu diễn trên thang màu Jet, với mục đích hỗ trợ trực quan cho người quan sát trong việc xác định tính chất của nốt ruồi Để xác định đâu là nốt ruồi bình thường, đâu có thể là biểu hiện của ung thư hắc tố, quy tắc ABCDE được sử dụng Nếu quan sát trên ảnh W (Hình 3.3 a) thì quy tắc ABCDE không thể hiện rõ, phụ thuộc nhiều vào kinh nghiệm của bác sĩ, nhưng nếu nhìn các ảnh ở Hình 3.5, có thể thấy rằng:

• Tính đối xứng (Asymmetry): khi vẽ đường ngang – dọc, chia đôi nốt ruồi có thể chia thành hai phần đối xứng, đây là tính chất của nốt ruồi bình thường

• Biên (Border): bờ của nốt ruồi đều, hiện rõ, dạng bầu dục, đối với các khối u ác tính thì bờ thường không đều, bị lởm chởm hoặc mờ, dạng không xác định

• Màu sắc (Color): có thể quan sát được cường độ sáng của nốt ruồi bên trong viền là đồng đều, tại vị trí mũi tên có 1 điểm nhỏ với cường độ sáng đậm hơn Điều đó cho thấy nốt ruồi có màu đồng nhất

• Đường kính (Diameter): nốt ruồi trong hình có đường kính khoảng 3 mm, nằm trong giới hạn của các nốt ruồi bình thường (< 6 mm)

• Sự tiến triển (Evolving): theo dõi sự tiến triển của các nốt ruồi bất thường là yếu tố quan trọng để chẩn đoán ung thư sắc tố Theo đó, máy soi da được sử dụng để chụp ảnh nốt ruồi/ các vết sắc tố, hình ảnh sẽ được lưu lại và so sánh với các lần tái khám tiếp theo

Tiếp theo, các kết quả tăng tương phản melanin và tăng tương phản melanin bề mặt theo phương pháp kết hợp ảnh da đa bước sóng sẽ được so sánh với phương pháp Kapsokalyvas (Hình 3.6) Có thể thấy, trong trường hợp tăng tương phản melanin (Hình 3.6 a, b), do đều sử dụng sự kết hợp ảnh nên cả hai phương pháp đều cho hệ số tương phản giữa melanin và vùng da xung quanh tương đối cao, nhưng nhờ tác động của trọng số k, mà kết quả của phương pháp kết hợp ảnh chiếm ưu thế hơn: M = 0,96 so với M 0,81 Trong trường hợp tăng tương phản melanin bề mặt, nhóm Kapsokalyvas sử dụng sự kết hợp ảnh B và G, với phương pháp kết hợp ảnh, theo đồ thị Hình 3.4 có thể thấy, sự kết hợp ảnh BG với trọng số k = 1,2 hay GB với k = 0,8 cho kết quả tăng tương phản melanin bề mặt tốt Các ảnh kết quả này được thể hiện ở Hình 3.6 c và d Có thể thấy, cả hai phương pháp đều cho kết quả tốt, nhưng nếu quan sát đường biên của nốt ruồi thì

Hình 3.6 c (kết quả của phương pháp kết hợp) sẽ cho hình ảnh sắc nét, rõ ràng hơn so với Hình 3.6 d (kết quả của phương pháp Kapsokalyvas) Kết quả này được giải thích là do, với sự bổ sung trọng số k vào một trong 2 ảnh giúp cho việc loại bỏ melanin nằm sâu cũng như hemoglobin được tối ưu hóa Điều này giải thích cho kết quả của phương pháp kết hợp ảnh tương đối tốt hơn so với phương pháp của Kapsokalyvas a b c d

Hình 3.6 Ảnh nốt ruồi sau xử lý theo phương pháp: a Kết hợp ảnh RG tại vị trí k = 0; b Kapsokalyvas tăng tương phản melanin; c Kết hợp ảnh BG tại k = 1,2; d

Kết quả tăng tương phản keratin trên da

Bệnh vẩy nến là một tình trạng da gây ra các mảng da bong tróc tạo thành vảy, phổ biến nhất ở đầu gối, khuỷu tay, thân và da đầu Trên da các vùng tổn thương có thể có màu hồng hoặc đỏ, và các lớp vảy có màu trắng hoặc bạc [139] Trong lâm sàng, đánh giá mức độ nghiêm trọng của bệnh vảy nến đóng vai trò rất quan trọng trong việc xác định liệu trình điều trị bệnh phù hợp Có rất nhiều phương pháp đánh giá mức độ bệnh vảy nến, trong đó phương pháp được tin dùng và sử dụng nhiều nhất là chỉ số PASI PASI đánh giá mức độ nghiêm trọng của bệnh vảy nến dựa trên ba đặc trưng lâm sàng chính là hồng ban (độ đỏ da), sự bong tróc vảy và độ nổi cộm bề mặt da tổn thương (dày da) PASI được chia thành thang điểm từ 0 – 72, đánh giá bệnh dựa trên mức độ và diện tích vùng da bị ảnh hưởng bởi hồng ban, sự bong tróc vảy và độ dày tổn thương được tính theo từng vùng đầu, tay, thân và chân [140] [141]

Mức độ nghiêm trọng của bệnh và sự tái phát của bệnh vảy nến chủ yếu là do sự đột biến của các chất sừng tăng sinh [142] Để nghiên cứu các đặc trưng của vảy dưới các bước sóng khác nhau, trong phần này nguồn ảnh được lấy từ các tình nguyện viên đang bị mắc bệnh vảy nến, tại mỗi vị trí da vảy nến sẽ được chụp sử dụng mô hình thiết bị soi da đa bước sóng với các ảnh thu được lần lượt là: W, R, G và B

Có thể quan sát thấy rằng các lớp vảy có thể xuất hiện tại các vùng da bình thường (Hình 3.7 a) hoặc mảng vảy trắng xuất hiện trên vùng da hồng ban ứng với các mức độ khác nhau của bệnh vảy nến(Hình 3.7 b) Sự tương quan giữa vùng vảy nến và vùng da xung quanh có ý nghĩa quan trọng trong nghiên cứu bệnh vảy nến Do đó, trong phần này, hai trường hợp vảy / da và vảy / hồng ban được trình bày chi tiết (Hình 3.7)

Hình 3.7 Ảnh vảy nến thể mảng chụp bởi mô hình thiết bị soi da đa bước sóng: a Ảnh Trắng W vảy / da; b ảnh trắng W vảy / hồng ban Trong đó mảng vảy trắng bạc (mũi tên vàng), vùng da bình thường (hình sao đen), vùng da đậm màu hơn do hàm lượng melanin cao hơn (mũi tên xanh)

Trong trường hợp thứ nhất, hình ảnh vùng vảy / da được thu lại ứng với các hình ảnh đơn sắc R, G, B Các hình ảnh này được chuyển sang thang màu Jet (Hình 3.8) giúp hỗ trợ quan sát trực quan vị trí, cường độ vùng vảy so với vùng da xung quanh Trên ảnh thang Jet, lớp vảy được thể hiện ở gam màu nóng hơn trên nền da với gam màu lạnh hơn a b c

Hình 3.8 Hình ảnh vảy / da ở thang màu Jet: a Ảnh đỏ R; b Ảnh Xanh lá G; c Ảnh

Dựa trên đặc trưng của ánh sáng đơn sắc về độ xuyên sâu, độ hấp thụ bởi các thành phần trong da, hình ảnh ghi nhận bởi những bước sóng khác nhau sẽ mang những thông tin sinh lý ở những lớp tế bào khác nhau Có thể nhận thấy rằng hình ảnh của vùng vảy được thể hiện mờ nhạt, không rõ ràng trên ảnh R (Hình 3.8 a), tuy nhiên, trên ảnh này

100 lại có thể phân biệt được các vùng da khác màu do mức melanin khác nhau Điều này được giải thích bởi độ hấp thụ ánh sáng bởi thành phần hemoglobin và keratin trong vùng ánh sáng đỏ là rất thấp khi so với độ hấp thụ của melanin

Trên hình ảnh thang Jet của ảnh G và B (lần lượt ở Hình 3.8 b và c) vảy hiển thị đầy đủ hơn, tuy nhiên trên ảnh G sự nhiễu của vùng da xung quanh gây khó khăn trong quan sát vảy Như đã biết, ánh sáng xanh lá thường được dùng trong các quan sát tăng tương phản máu do sự hấp thụ mạnh của hemoglobin và sự xuyên sâu đến dưới các lớp bề mặt da, chính đặc trưng này gây ra nhiễu trên ảnh G Cuối cùng, trên ảnh B có thể quan sát rõ ràng hơn vảy trên nền vùng da xung quanh, các cụm vảy này hoàn toàn tương đồng với trên ảnh W Với ánh sáng xanh dương, cả hemoglobin và melanin đều hấp thụ mạnh, tuy nhiên thành phần hemoglobin lại chỉ tập trung phân bố nhiều ở lớp gai của da, trong khi khả năng xuyên sâu của ánh sáng xanh dương lại rất kém, do đó không gây nhiễu nhiều như ảnh G Bên cạnh đó, sự hấp thụ của keratin cũng như sự phát huỳnh quang của chúng góp phần giúp quan sát rõ vùng vảy trên ảnh B Ngoài ra, cường độ pixel ảnh được thể hiện ở những gam màu nóng lạnh khác nhau, do đó: đối với vảy ở mỗi pixel khác nhau, gam màu thể hiện khác nhau, nghĩa là các vảy này đang có các tính chất y sinh khác nhau (có thể là khác nhau về độ bong tróc, bề dày, giai đoạn phát triển, …)

Như vậy, khi quan sát trên ảnh thang màu Jet, có thể thấy rằng, ảnh B cho khả năng quan sát trực quan về vùng chứa vảy và vùng da xung quanh tốt hơn so với ảnh các ảnh còn lại Nhưng đó có phải là trường hợp tốt nhất chưa, luận án tiến hành khảo sát bằng cách kết hợp các bộ ảnh đơn sắc khác nhau theo phương pháp kết hợp ảnh Đầu tiên, từ ảnh W, hai vùng để so sánh độ tương phản được chọn: vùng 1 là vùng vảy và vùng 2 là vùng da xung quanh Vùng 1 và vùng 2 này sẽ được đánh dấu tự động theo ảnh W trên các ảnh R, G và B sau khi chúng đã được chuyển qua thang xám Sau khi kết hợp 6 cặp ảnh đơn sắc khác nhau theo thuật toán (3.1), với trọng số k thay đổi từ -

10 đến 10 với bước nhảy là 0,1; kết quả về độ tương phản M giữa vùng vảy và vùng da xung quanh theo trọng số k của mỗi cặp ảnh được thể hiện ở Hình 3.9 Dựa trên đồ thị kết hợp, có thể tìm thấy được các giá trị k thích hợp cho độ tương phản giữa vùng vảy và vùng da xung quanh là cực đại ứng với mỗi cặp ảnh Trong đó sự kết hợp giữa cặp

101 ảnh RG và BG đạt đỉnh ứng với hệ số tương phản M gần 0,8 (Hình 3.9 a, c), sự kết hợp ảnh GR và GB cho giá trị M cao nhất tương ứng với một dải rộng của trọng số k (Hình 3.9 b) a b c

Hình 3.9 Đồ thị mối liên hệ giữa hệ số tương phản và trong số k trong các sự kết hợp ảnh khác nhau: a RG và RB; b GR và GB; c BR và BG

Hình 3.10 Ảnh sau kết hợp ứng với giá trị k cho hệ số tương phản vảy / da cực đại: a GR; b BR; c BG Trong đó vùng vảy (mũi tên đen), vùng da bình thường (hình sao đen), vùng da đậm màu hơn do hàm lượng melanin cao hơn (mũi tên đen – nét đứt)

Từ đồ thị kết hợp hình ảnh, các cặp kết hợp ảnh GR, BR và BG có hệ số tương phản giữa vùng vảy và vùng da xung quanh cao nhất được biểu diễn trên thang màu Jet (Hình 3.10) Trên hình ảnh kết hợp, có thể quan sát rõ vùng vảy và vùng da xung quanh, hình ảnh đặt biệt rõ nét hơn khi kết hợp giữa ảnh B và ảnh R hoặc G (Hình 3.10 b, c) Chẳng hạn như, khi kết hợp ảnh BR, phần vảy (mũi tên đen) xuất hiện rõ với thang màu nóng so với vùng da xung quanh (ngôi sao) có thang màu lạnh, ngoài ra các phần da sậm màu (mũi tên đen nét đứt) cũng được hiển thị rõ ràng Như vậy, một lần nữa, phương pháp của luận án có thể hỗ trợ tìm cặp ảnh kết hợp phù hợp, và tìm trọng số k thích hợp cho

102 việc tăng tương phản đối tượng Các cặp hình ảnh kết hợp phù hợp thể hiện thông tin về đặc tính mô như hemoglobin, melanin và keratin rõ ràng hơn, mở ra thêm hướng nghiên cứu về mức độ bệnh, giai đoạn phát triển của vảy nến

Kết quả dữ liệu hình ảnh CTC

Nghiên cứu được phê duyệt bởi Hội đồng Đạo đức trong nghiên cứu Y sinh học của Đại học Quốc gia TP Hồ Chí Minh, Việt Nam mã số 135/ĐHQG-KHCN và được thực hiện theo các nguyên lý của Tuyên bố Helsinki

Quy trình lấy dữ liệu hình ảnh bề mặt CTC được thực hiện theo các bước sau:

• Bệnh nhân nằm trên giường khám phụ khoa;

• Bác sĩ sử dụng dụng cụ mỏ vịt để mở rộng âm đạo;

• Bác sĩ soi CTC sử dụng mô hình thiết bị soi CTC kỹ thuật số sử dụng nguồn sáng Trắng kết hợp kỹ thuật phân cực, chọn chế độ ánh sáng phù hợp trong quan sát, bao gồm chế độ phân cực và chế độ không phân cực;

• Bác sĩ nhấn nút chụp ảnh, phần mềm sẽ tự động thu nhận, lưu trữ, xử lý và hiển thị hình ảnh;

• Thao tác quan sát và chụp ảnh CTC có thể được lặp lại sau mỗi lẫn sử dụng axit acetid và dung dịch Lugol;

• Bác sĩ đọc kết quả và đánh giá vùng tổn thương;

• Các dụng cụ y tế liên quan đều được vệ sinh, khử khuẩn trước và sau mỗi lần sử dụng

Nguồn dữ liệu hình ảnh bề mặt CTC được chụp trên 60 bệnh nhân Các dạng bệnh lý được ghi nhận: viêm CTC, viêm lộ tuyến CTC, polyp, nang CTC và ảnh CTC có xuất hiện mạch máu hoặc chảy máu bề mặt Mỗi ca bệnh đều được ghi nhận hình ảnh trước và sau khi phết Lugol, cùng với bảng kết quả đánh giá sơ khởi tình trạng bệnh lý của

114 bệnh nhân Tất cả hình ảnh thu được có độ phân giải Full HD (1920 x 1080 pixels) Thông tin cơ bản về tình nguyện viên và cơ sở dữ liệu được trình bày ở Bảng 3.5

Bảng 3.5 Thông tin cơ bản về cơ sở dữ liệu ảnh cổ tử cung

Thông tin cơ bản Giá trị

Số tình nguyện viên 60 Độ tuổi > 18 tuổi

Phạm vi lấy dữ liệu Bề mặt cổ tử cung

Tổng số dữ liệu hình ảnh (Hình) 120 (60 bộ)

Số ảnh trước khi phết Lugol (Hình) 60

Số ảnh sau khi phết Lugol (Hình) 60

Phân loại hình ảnh Chảy máu bề mặt

Viêm CTC, Lộ tuyến CTC Polyp, nang CTC

Bề mặt CTC có mạch máu

Kết quả tăng tương phản trên nang Nabothian

U nang Nabothian là một bệnh lý thường gặp đối với phụ nữ sau sinh hoặc mãn kinh vì đây là giai đoạn chuyển tiếp, có sự thay đổi về nội tiết và hình thái ở vùng CTC nên khả năng mắc bệnh cũng tăng cao [145] [146] Dấu hiệu lâm sàng của bệnh có thể quan sát bằng cách soi CTC, các nang thường có màu trắng ngà, kích thước phụ thuộc vào thời gian và mức độ bệnh với đường kính từ 1 mm đến 4 cm Nang lưu giữ chất nhầy hoặc xơ hóa biểu mô, thường có kích thước nhỏ, tuy nhiên trong một số trường hợp biến chứng, nang phát triển lớn bất thường gây chèn ép CTC, có thể dẫn tới vỡ nang tăng nguy cơ viêm nhiễm CTC [147] [148] Nang này mọc từ lớp tế bào biểu mô lát phát triển quá mức trùm lên biểu mô tuyến ngay ở chỗ giáp ranh mối nối ở CTC Sự phát triển của nang thể hiện qua mức độ xung huyết, nang đang giai đoạn phát triển thì lượng máu tập trung để nuôi nang tăng cao, ngược lại những nang mới hình thành hoặc đang xơ hóa thì lượng máu giảm, tùy thuộc vào mức độ xung huyết có thể đánh giá được tình trạng bệnh lý

Hình 3.18 Hình ảnh phân cực chéo in vivo bề mặt CTC: a trước khi áp dụng Lugol’s iodine, b sau tăng tương phản máu, c sau tăng tương phản collagen Trong đó: 1 –

Vùng chảy máu và 2 – Vùng nang Nabothian

Hình 3.18 là ảnh bề mặt CTC của một phụ nữ 35 tuổi có u nang Nabothian Trong đó, Hình 3.18 a là ảnh chụp dưới ánh sáng trắng phân cực Có thể thấy, vùng chảy máu ở gần lỗ CTC (1) và vùng mạch máu bên dưới được đặc trưng bởi nồng độ hemoglobin cao dẫn đến vùng này bị đỏ Vùng u nang Nabothian (2) được xác định với một số u nang quan sát được bằng mắt thường Những u này nhẵn, có màu trắng và hình thành trên bề mặt CTC

Hình 3.18 b là bề mặt CTC sau khi tăng tương phản máu bằng phương pháp BR Có thể thấy, vùng chảy máu ở gần lỗ CTC (vùng (1) trên Hình 3.18 a) được thể hiện bằng gam màu nóng nhất, vì ánh sáng tới được hấp thụ trực tiếp bởi hemoglobin trên bề mặt; trong khi vùng mạch máu lại có gam màu lạnh hơn, do các mạch máu này nằm dưới lớp bề mặt, nên sự hấp thụ ánh sáng của hemoglobin yếu hơn Ngược lại, vùng màu lạnh nhất cho biết vùng nang Nabothian có nghĩa là nồng độ hemoglobin trong vùng này rất yếu Mặc dù vậy, xung quanh các nang vẫn có thể nhìn thấy các khu vực có phân bố hemoglobin Lưu ý rằng, dựa vào mức độ xung huyết có thể đánh giá tình trạng phát triển của nang

Với hình ảnh sau khi tăng tương phản collagen (Hình 3.18 c), gam màu càng lạnh thể hiện sự phân bố collagen càng cao Có thể thấy, vùng chảy máu và vùng mạch máu bên dưới có nồng độ collagen cao được đặc trưng bởi màu lạnh nhất Ngược lại, vùng u nang Nabothian được xác định với vùng nóng nhất, đặc biệt là các u nang quan sát bằng mắt thường

Như vậy, Hình 3.18 b và c cho thấy, vùng u nang Nabothian được đặc trưng bởi sự hấp thụ thấp cả collagen và hemoglobin Điều này được giải thích là vì thể tích của u nang lớn gấp nhiều lần so với biểu mô, chúng hoạt động như một rào cản ánh sáng tới, ánh sáng tới gặp các u nang này, phản xạ ngược trở lại trước khi có thể đi đến các hemoglobin hay collagen ở bên dưới Vùng chảy máu với gam màu nóng nhất trong Hình 3.18 b và gam màu lạnh nhất trong Hình 3.18 c cho thấy sự hiện diện của cả hemoglobin và collagen trong vùng này.

Kết quả tăng tương phản biểu mô lát - trụ

Hình 3.19 Hình ảnh CTC lộ tuyến: a trước và b sau khi phết Lugol, trong đó: 1 – Biểu mô trụ, 2 – Biểu mô lát, 3 – Lỗ CTC, 4 – Vùng tiếp giáp biểu mô lát-trụ, 5 –

Một ví dụ của hình ảnh CTC lộ tuyến được thể hiện ở Hình 3.19 Lộ tuyến CTC xảy ra khi các vùng biểu mô trụ (tuyến) bên trong kênh CTC phát triển ra bên ngoài, vùng biểu mô này mỏng, đỏ hơn và nhạy cảm hơn vùng biểu mô lát bao phủ bên ngoài với màu hồng Biên chuyển tiếp giữa hai loại tế bào biểu mô này được gọi là vùng chuyển tiếp SCJ (4) Có thể thấy trên Hình 3.19 a, toàn bộ bề mặt CTC, trên biểu mô lát hay biểu mô trụ đều có sự phân bố máu Tuy nhiên, sự phân bố này là khác nhau ở mỗi vùng, tuỳ thuộc vào cấu trúc của biểu mô Biểu mô lát được tạo thành bởi nhiều tế bào hình chóp được sắp xếp thành khoảng 20 hàng, hoạt động như một rào cản Biểu mô trụ được cấu tạo từ một lớp tế bào hình trụ Cấu trúc đơn lớp này làm nổi bật hơn sự phân bố hemoglobin trên biểu mô trụ Với Hình 3.19 b, biểu mô lát chuyển thành màu nâu hoặc gần như đen với dung dịch iốt Lugol vì các tế bào này có chứa glycogen dồi dào Ngược

117 lại, biểu mô trụ không tạo ra glycogen, nó không đổi màu sau khi sử dụng Lugol hay vẫn bị đổi màu nhẹ với một màng mỏng dung dịch iốt Do đó, chuyên gia soi cổ tử cung có thể dễ dàng và nhanh chóng đánh dấu ranh giới giữa vùng biểu mô lát và biểu mô trụ từ sự thay đổi màu sắc ở CTC sau khi sử dụng dung dịch Lugol a b c

Hình 3.20 Ảnh viêm lộ tuyến CTC sau khi được tách kênh: a Ảnh kênh đỏ R; b Ảnh kênh xanh lá G; c Ảnh kênh xanh dương B

Từ ảnh trắng chưa phết Lugol, các ảnh với kênh màu đặc trưng bao gồm kênh đỏ R, kênh xanh lá G và kênh xanh dương B được đưa ra lần lượt tương ứng với các Hình 3.20 a, b, c Việc tách các kênh màu này giúp hỗ trợ cho quá trình tăng tương phản, cũng như đưa ra đánh giá trực quan về sự hấp thụ ánh sáng của bề mặt CTC Tính hấp thụ ánh sáng của mô phụ thuộc vào bước sóng của ánh sáng tới Do đó, thông tin hấp thụ khác nhau giữa các kênh màu đỏ, xanh lục và xanh dương Kênh màu đỏ (Hình 3.20 a) có cường độ xám cao ở toàn bộ CTC và vùng lộ tuyến biến mất vì vùng bước sóng màu đỏ hầu như không được hấp thụ bởi hemoglobin Ngược lại, sự hấp thụ hemoglobin đạt đỉnh chính ở vùng bước sóng xanh dương và đỉnh nhỏ ở vùng bước sóng xanh lá Do đó, kênh B và kênh G được đánh dấu bằng cường độ xám thấp, đặc biệt là vùng lộ tuyến có vẻ tối hơn so với vùng xung quanh (Hình 3.20 b và c)

Hình 3.21 a và b lần lượt là bề mặt CTC sau khi tăng tương phản máu theo công thức (2.18) và (2.19) Hình ảnh sau tăng tương phản được thể hiện ở thang màu Jet Vùng biểu mô trụ đặc trưng bởi màu nóng hơn tương ứng với nồng độ hemoglobin cao hơn

So sánh với hình ảnh Lugol (Hình 3.19 b), vùng có màu nóng hơn hoàn toàn tương đồng với biểu mô trụ Như vậy, có thể kết luận, sử dụng tính hấp thụ ánh sáng của máu có thể giúp phân tách vùng lát trụ Ngoài ra, hình ảnh kết hợp giữa B và R cho hình ảnh vùng

118 biểu mô trụ rõ nét hơn so với ảnh kết hợp G và R Điều này có thể được lý giải là do độ xuyên sâu của G cao hơn B, mà biểu mô trụ lại cấu tạo đơn lớp a b

Hình 3.21 Ảnh CTC sau tăng tương phản máu bằng phương pháp: a GR; b BR

Tiếp theo, độ tương phản giữa biểu mô lát và biểu mô trụ sẽ được phân tích thông qua biểu đồ histogram của 2 vùng lát và trụ Ảnh bề mặt CTC lộ tuyến chụp dưới ánh sáng trắng phân cực trước và sau khi phết Lugol (Hình 3.22 a, b) tiếp tục được sử dụng để dẫn chứng xử lý ảnh, cụ thể là để so sánh, đánh giá kết quả của việc tăng tương phản máu bằng phương pháp GR, BR (Hình 3.22 c, d) với các kết quả tăng tương phản theo phương pháp Kapsokalyvas (Hình 3.22 e) và phương pháp CLAHE (Hình 3.22 f) Có thể thấy rằng, trong khi ảnh trắng trước khi phết Lugol không cho sự khác biệt giữa 2 vùng lát-trụ rõ ràng, thì ảnh sau khi xử lý bằng phương pháp GR cũng như BR lại thể hiện độ tương phản giữa 2 vùng biểu mô lát, trụ rất cao: Vùng biểu mô trụ (có nồng độ hemoglobin cao) có màu đen tối, nổi bật trên nền xám nhạt của vùng biểu mô lát Kết quả này hoàn toàn tương đồng với ảnh sau phết Lugol Và đây là điều mà các phương pháp tăng tương phản thông thường như phương pháp CLAHE không làm được

Tiếp theo, biểu đồ histogram được sử dụng để mô tả sự tương phản giữa vùng biểu mô lát với vùng biểu mô trụ Với hình ảnh Trắng trước khi phết dung dịch Lugol như Hình 3.22 g cho thấy sự chồng lấp rất lớn giữa 2 phổ histogram đặc trưng cho hai vùng biểu mô lát và trụ, điều này cũng đồng nghĩa với việc rất khó quan sát cũng như phân tách 2 vùng này (Hình 3.22 a) Hình ảnh CTC sau khi phết Lugol Hình 3.22 b, cho thấy sự tách biệt hai vùng khi quan sát trực quan, histogram của 2 vùng có sự tách biệt rất rỏ ràng (Hình 3.22 h)

Hình 3.22 Ảnh bề mặt CTC bị viêm lộ tuyến và biểu đồ histogram của hai vùng biểu mô trong các trường hợp: a, g Ảnh Trắng phân cực; b, h Ảnh Lugol; c, i Ảnh xử lý bằng phương pháp GR; d, k Ảnh xử lý bằng phương pháp BR; e, l Ảnh xử lý bằng phương pháp Kapsokalyvas, f, m Ảnh xử lý bằng phương pháp CLAHE Zone 1: vùng biểu mô trụ; Zone 2: vùng biểu mô lát

Hình ảnh histogram sau khi kết hợp theo phương pháp GR, BR, phương pháp Kapsokalyvas và phương pháp CLAHE cũng lần lượt được biểu diễn lần lượt ở Hình 3.22 i , k, l và m Sử dụng phương pháp cân bằng xám đáp ứng giới hạn tương phản, gây nhiễu toàn hình, histogram giữa hai vùng gần như chồng lấp hoàn toàn Trong khi đó các phương pháp kết hợp hình ảnh dựa trên đặc tính hấp thụ mô (cụ thể là hấp thụ máu) cho tương phản giữa hai vùng biểu mô rõ ràng hơn Với phương pháp kết hợp ảnh GR và BR do luận án đề xuất, histogram của hai vùng này hoàn toàn tách nhau, dựa trên ảnh xám có thể quan sát trực quan sự khác biệt giữa hai vùng này, và hình ảnh khá tương đồng với hình ảnh CTC sau khi phết Lugol Tuy nhiên, để đánh giá về sự tương đồng giữa hai hình ảnh bao gồm ảnh kết hợp được xử lý từ ảnh Trắng và ảnh sau khi phết Lugol là khó khăn do hai hình ảnh này được chụp ở hai thì khác nhau Trong luận án này, độ tương phản và độ tương phản trên nhiễu giữa hai vùng biểu mô được xem xét đánh giá a b

Hình 3.23 a Hệ số tương phản CR và b hệ số tương phản trên nhiễu CRN giữa hai vùng biểu mô lát-trụ Để có thể đánh giá kết quả của phương pháp tăng tương phản biểu mô lát-trụ bằng thuật toán BR, GR một cách khách quan, hệ số tương phản CR và hệ số tương phản trên nhiễu CRN giữa vùng biểu mô trụ và biểu mô lát được tính toán theo công thức (2.21), (2.22) và thể hiện ở Hình 3.23 Ở đây, dữ liệu hình ảnh gồm 19 ảnh soi bề mặt cổ tử cung có lộ tuyến ở những mức độ khác nhau được lựa chọn Vùng 1 được đánh dấu là vùng biểu

122 mô trụ, với kích thước 100 x 100 pixel và Vùng 2 là biểu mô vảy với cùng kích thước đánh dấu để tính toán các hệ số CR và CRN

Theo Hình 3.23 a, hệ số tương phản CR của hai phương pháp BR hay GR đều cho giá trị trung bình cao (CR = 0,58 ± 0,05 của phương pháp BR và CR = 0,53 ± 0,08 của phương pháp GR) Giá trị này là cao hơn nhiều lần khi so với kết quả của phương pháp Kapsokalyvas (CR = 0,15 ± 0,03) và phương pháp CLAHE (CR = 0,16 ± 0,06) Hơn nữa, giá trị của CNR được thể hiện trong Hình 3.23 b cho mỗi phương pháp, cho thấy kết quả của phương pháp đề xuất đạt được hệ số tương phản trên nhiễu tốt nhất (CNR 15,2 ± 3,7 của phương pháp BR và CNR = 11,73 ± 2,8 của phương pháp GR) so với các cách tiếp cận khác (CNR = 8,7 ± 3,9 của phương pháp Kapsokalyvas và CNR = 1,9 ± 0,6 của phương pháp CLAHE) Có thể thấy, so với các phương pháp truyền thống, sự kết hợp các kênh màu đơn sắc, bổ sung các trọng số α và K cho thấy sự vượt trội hơn hẳn trong việc giảm nhiễu cũng như tăng độ tương phản

Như vậy, trong phần này, luận án đã ứng dụng mô hình thiết bị soi CTC với nguồn sáng LED phân cực để khảo sát trường hợp CTC có nang nabothian và CTC lộ tuyến Các thuật toán tăng tương phản máu và collagen được xây dựng dựa trên đặc tính hấp thụ ánh sáng của các thành phần mô CTC cũng được trình bày Kết quả áp dụng thuật toán trên nang Nabothian cho thấy các nang hấp thụ rất yếu hemoglobin và collagen Kết quả áp dụng trên CTC lộ tuyến cho thấy tính khả quan trong việc áp dụng các thuật toán tăng tương phản máu BR và GR để phân biệt biểu mô lát, biểu mô trụ; trong tương lai có thể hướng đến việc thay thế một phần cho phương pháp VILI – phương pháp xâm lấn trong việc hỗ trợ xác định biểu mô lát trụ hiện đang sử dụng trong các phòng khám Ngoài ra, thuật toán tăng tương phản máu khi kết hợp ảnh G và R hoặc B và R với các trọng số α và K cho hệ số tương phản và hệ số tương phản trên nhiễu giữa biểu mô lát và biểu mô trụ cao vượt trội so với các phương pháp khác như phương phá CTC

BÀN LUẬN CHUNG

Nguồn sáng LED với những ưu điểm như sự đa dạng của bước sóng, tính đơn sắc, chỉ số hoàn màu CRI, độ bền, hiệu suất quang học cao và giá thành hợp lý đã được ứng dụng nhiều trong loại nguồn sáng dân dụng, đặc biệt trong các thiết bị y tế Lĩnh vực nghiên cứu của luận án đã tận dụng ưu thế trên để nghiên cứu, thiết kế và chế tạo các mô hình thiết bị quang học ứng dụng trong chẩn đoán hình ảnh y khoa Bước sóng và công suất của LED được lựa chọn phù hợp với các đối tượng mô được chiếu sáng cũng như đặc tính quang học của vùng mô đó Kết quả của nghiên cứu là các sản phẩm mô hình cụ thể có tính ứng dụng trực tiếp trong chẩn đoán lâm sàng, thể hiện qua sự việc đăng ký giải pháp hữu ích và sáng chế (hiện nay đã đạt được 3 sản phẩm): máy soi tĩnh mạch người lớn sử dụng LED công suất, máy soi da bằng phương pháp quang học, phương pháp soi khoang miệng bằng kỹ thuật quang học Một trong những điểm nhấn quan trọng của các thiết bị là việc tích hợp phân tích hình ảnh chụp được với sự trợ giúp của máy tính hoặc công cụ kỹ thuật số thông qua các phương pháp xử lý hình ảnh tiên tiến, là xu hướng đã và đang được phát triển mạnh mẽ trong những năm gần đây, giúp cải thiện khả năng chẩn đoán bệnh lý của các chuyên gia y tế lâm sàng và cận lâm sàng Những nghiên cứu tích hợp phần cứng và phần mềm thu nhận và xử lý hình ảnh y tế trên cơ sở hình ảnh đa phổ (multispectral) và siêu phổ (hyperspectral) đã có những kết quả vượt bậc về lý thuyết lẫn ứng dụng nhằm nâng cao khả năng chẩn đoán đối tượng quan tâm Với xu hướng đó, luận án đã ứng dụng các kỹ thuật hồng ngoại gần, kỹ thuật hình ảnh quang học đa phổ, kỹ thuật hình ảnh phân cực ánh sáng, các thuật toán xử lý ảnh chọn lọc trong nghiên cứu hình ảnh soi da liễu, tai giữa và cổ tử cung

Trong kết quả đầu tiên, luận án trình bày về ứng dụng của kỹ thuật hình ảnh đa bước sóng kết hợp kỹ thuật phân cực ánh sáng để chụp ảnh các tổn thương da không xâm lấn Nhiều nghiên cứu đã sử dụng kỹ thuật soi da phân cực đa bước sóng trong việc phát hiện, nâng cao độ tương phản của các đặc trưng sắc tố trên da Tuy nhiên, ứng với mỗi nghiên cứu khác nhau sự lựa chọn vùng bước sóng sử dụng là khác nhau, cùng với đó các kỹ thuật kết hợp hình ảnh cũng khác nhau tuỳ thuộc vào cấu trúc hệ thống Trong nghiên cứu này, một phương pháp mới kết hợp hình ảnh đa bước sóng được đề xuất

124 nhằm xác định nhanh chóng và tối ưu các cặp hình ảnh kết hợp cho độ tương phản tốt nhất của đối tượng khảo sát trong các mô khác nhau Vảy nến liên quan đến keratin, nốt ruồi, nám da liên quan đến melanin và bớt sắc tố, tĩnh mạch liên quan đến hemoglobin được lựa chọn để chứng minh hiệu quả của phương pháp này Việc xử lý tăng tương phản các đối tượng (máu, melanin và keratin) trên nền được tiến hành bằng thuật toán kết hợp ảnh sử dụng trọng số k trên các ảnh chụp bệnh da liễu Kết quả thu được đã được so sánh với phương pháp do nhóm nghiên cứu của Kapsokalivas đề xuất cho thấy, ảnh sau tăng tương phản máu có độ tương phản cao hơn so với hình ảnh xanh lá – hình ảnh được sử dụng để quan sát máu trong y tế, và cao hơn so với hình ảnh được xử lý bằng phương pháp Kapsokalivas Ảnh sau tăng tương phản melanin cho cái nhìn trực quan rõ nét, hỗ trợ bác sĩ trong đanh giá nốt ruồi theo quy tắc ABCDE – quy tắc hỗ trợ y bác sĩ trong thăm khám lâm sàng để phân biệt nốt ruồi và u hắc tố; ảnh này cũng được so sánh với ảnh sau tăng tương phản Kapsokalivas và được đánh giá là cho độ tương phản cao hơn Ảnh sau tăng tương phản keratin cho thấy sự bóng tróc vảy trên da trong trường hợp bệnh vảy nến

Trong kết quả thứ hai, luận án trình bày về ứng dụng của kỹ thuật hình ảnh quang học trong quan sát và phân tách màng nhĩ trên tai người Việc xác định chính xác hình dạng, cấu trúc màng nhĩ là rất cần thiết để chẩn đoán các bệnh lý tai giữa Trong các nghiên cứu ứng dụng hình ảnh quang học trong soi tai, nhiều nghiên cứu đã sử dụng hình ảnh đa bước sóng trong tăng tương phản máu, đặc biệt với ánh sáng ở các vùng hấp thụ cực đại của hemoglobin tương ứng với dải màu xanh dương và xanh lá Các nghiên cứu phân đoạn, nhận diện màng nhĩ chủ yếu sử dụng hình ảnh soi tai với ánh sáng trắng Tuy nhiên, độ tương phản thấp của các ranh giới trong cấu trúc giải phẫu tai giữa làm cho việc phân đoạn màng nhĩ khó đạt độ chính xác cao Trong phần này, kết quả nghiên cứu cho thấy tiềm năng của việc sử dụng kỹ thuật hình ảnh quang học để nâng cao độ tương phản của màng nhĩ so với mô xung quanh Hình ảnh đa bước sóng của màng nhĩ được chụp bằng cách sử dụng ống soi tai với nguồn sáng LED ở các dải: 450 nm, 530 nm,

630 nm và trắng Các phân tích biểu đồ histogram của những hình ảnh này chỉ ra rằng hình ảnh chiếu sáng 630 nm có sự tương phản rõ ràng giữa các vùng màng nhĩ, xương cán búa và vùng da xung quanh Hiệu quả của nghiên cứu này trong ứng dụng phân đoạn

125 màng nhĩ đã được chứng minh với độ chính xác cao Việc xác định chính xác vị trí cũng như ranh giới của màng nhĩ giúp đánh giá bệnh tai giữa nhanh hơn và tốt hơn Tăng tương phản các thành phần của tai giữa, đặc biệt là màng nhĩ và xương cán búa, không chỉ cải thiện khả năng quan sát trực tiếp cấu trúc hình thái màng nhĩ ở một số các trường hợp viêm, đỏ và tăng sinh mạch máu mà còn hỗ trợ bước tiền xử lý trong nghiên cứu phân tích hình ảnh y sinh

Trong kết quả thứ ba, luận án trình bày một phương pháp tổng hợp hình ảnh mới có thể tăng cường độ tương phản giữa hai vùng biểu mô khác nhau trên bề mặt cổ tử cung (CTC) Hình ảnh soi cổ tử cung được ghi lại dưới ánh sáng trắng kết hợp với kỹ thuật phân cực chéo Hệ phân cực chéo được ứng dụng giúp khử chóa sáng trên bề mặt CTC cũng như giúp quan sát được cấu trúc sâu hơn bên dưới lớp bề mặt Hình ảnh soi cổ tử cung sẽ được tách thành các kênh Đỏ, Xanh lục và Xanh dương, điều này sẽ cải thiện khả năng nhận dạng và phân biệt mô Một thuật toán tổng hợp hình ảnh mới dựa trên sự kết hợp của hai kênh trong hình ảnh RGB được phát triển Cuối cùng, thuật toán được áp dụng để tăng cường độ tương phản giữa hai vùng biểu mô trên cổ tử cung Mô hình được thiết kế cho thấy sự kết hợp của các kênh Xanh dương hoặc Xanh lục với kênh Đỏ cung cấp tỷ lệ tương phản tốt nhất giữa các vùng biểu mô trụ và biểu mô vảy Hơn nữa, kết quả từ thuật toán mới đã được so sánh với các kỹ thuật tăng cường độ tương phản khác nhau hiện có và đưa ra thống kê về giá trị của tỷ lệ tương phản (CR) và tỷ lệ tương phản trên nhiễu (CNR) Thông qua các kết quả tính toán ở các trường hợp lộ tuyến CTC, phương pháp đề xuất đã được chứng minh là có hiệu quả cao, giúp tăng cường độ tương phản giữa các vùng, giảm nhiễu tốt hơn so với các thuật toán tăng cường truyền thống

Có thể nhận thấy rằng, ưu điểm chính của phương pháp luận là tạo ra hình ảnh hợp nhất có độ tương phản tốt giữa vùng biểu mô lát (vảy) và biểu mô tuyến (trụ) trên bề mặt cổ tử cung bằng kỹ thuật quang học không xâm lấn, an toàn và nhanh chóng Phương pháp này cung cấp một giải pháp tiềm năng để phát triển thành công cụ chẩn đoán mới có thể xác định trực tiếp hiện vùng biểu mô vảy, biểu mô trụ, đường tiếp giáp tuyến trụ, cũng như phân biệt vùng mô lành và mô tổn thương từ hình ảnh soi CTC kỹ thuật số

Xuyên suốt quá trình nghiên cứu, các mô hình quang học đều sử dụng nguồn sáng LED do các ưu điểm nổi bật của nó Các phương pháp xử lý ảnh đều được xây dựng dựa trên tính chất tương tác bức xạ và tính chất quang học của mô Sự kết hợp hài hòa có tính chọn lọc cao các kỹ thuật chính như kỹ thuật hồng ngoại gần, kỹ thuật đa bước sóng và kỹ thuật phân cực là yếu tố quan trọng tạo nên chất lượng sản phẩm Các biểu hiện của đối tượng, các dấu hiệu bệnh lý luôn được lý giải hợp lý, thậm chí định lượng phù hợp nhằm chứng minh một cách thuyết phục việc cải thiện độ tương phản, hỗ trợ phát hiện chi tiết trong quan sát trực quan, tạo tiền đề cho các nghiên cứu chuyên sâu hơn trong lĩnh vực y khoa liên quan

Định dạng
Số trang	212
Dung lượng	18,66 MB