ĐẠI HỌC QUỐC GIA HÀ NỘI
TRƯỜNG ĐẠI HỌC CÔNG NGHỆ
----------
NGUYỄN THỊ HOÀNG YẾN
NGHIÊN CỨU TẠO ẢNH SIÊU ÂM SỬ DỤNG SÓNG BIẾN DẠNG TRONG MÔI TRƯỜNG CÓ NHIỄU
LUẬN VĂN THẠC SĨ
CÔNG NGHỆ KỸ THUẬT ĐIỆN TỬ VIỄN THÔNG
HÀ NỘI - 2020
ĐẠI HỌC QUỐC GIA HÀ NỘI
TRƯỜNG ĐẠI HỌC CÔNG NGHỆ
----------
NGUYỄN THỊ HOÀNG YẾN
NGHIÊN CỨU TẠO ẢNH SIÊU ÂM SỬ DỤNG SÓNG BIẾN DẠNG TRONG MÔI TRƯỜNG CÓ NHIỄU
Ngành: Công nghệ kỹ thuật Điện tử,Viễn thông
Chuyên ngành: Kỹ thuật Điện tử
Mã số: 8510302.01
LUẬN VĂN THẠC SĨ
CÔNG NGHỆ KỸ THUẬT ĐIỆN TỬ VIỄN THÔNG
NGƯỜI HƯỚNG DẪN KHOA HỌC
TS. TRẦN THỊ THÚY QUỲNH
PGS.TS. TRẦN ĐỨC TÂN
HÀ NỘI - 2020
1
LỜI CẢM ƠN
Trong suốt quá trình học tập, nghiên cứu và hoàn thành luận văn, tôi đã nhận được
sự hỗ trợ, giúp đỡ và đóng góp quý báu của thầy cô, đồng nghiệp, gia đình, các bạn.
Đầu tiên, tôi xin bày tỏ lòng cảm ơn và tri ân sâu sắc đến TS. Trần Thị Thúy Quỳnh và PGS.TS Trần Đức Tân. Với vai trò cán bộ hướng dẫn khoa học, thầy cô không chỉ là người hướng dẫn, giúp đỡ tôi hoàn thành nội dung luận văn mà còn là người định hướng, truyền cảm hứng, sự đam mê và ý chí quyết tâm trên con đường nghiên cứu khoa học đầy gian khó.
Tôi cũng xin gửi lời cảm ơn đến thầy, cô giáo chuyên ngành Kĩ thuật điện tử, Khoa Điện tử - Viễn thông, Trường Đại học Công Nghệ, Đại học Quốc Gia Hà Nội đã có những nhận xét, góp ý cho luận văn này của tôi.
Tôi xin cám ơn sự hỗ trợ từ đề tài “Nghiên cứu phát triển thuật toán tìm kiếm và đo độ đàn hồi mô định lượng, ứng dụng chẩn đoán u lành và ác tính”, mã số B2020 - SP2-02.
Cuối cùng tôi xin gửi lời cảm ơn đến gia đình, bạn bè, đồng nghiệp đã luôn động viên, chia sẻ những khó khăn trong học tập, công việc và cuộc sống, giúp tôi hoàn thành luận văn.
Hà Nội, ngày tháng 09 năm 2020
Nguyễn Thị Hoàng Yến
2
LỜI CAM ĐOAN
Tôi xin cam đoan luận văn này là sản phẩm của quá trình nghiên cứu, tìm hiểu của cá nhân dưới sự hướng dẫn của TS. Trần Thị Thúy Quỳnh và PGS.TS Trần Đức Tân. Các nội dung nghiên cứu, kết quả trong luận văn này là trung thực, không sao chép các công trình của người khác.
Tất cả các tài liệu tham khảo sử dụng trong luận văn được ghi rõ nguồn gốc. Nếu
có sai sót, tôi xin chịu hoàn toàn trách nhiệm.
Hà Nội, ngày tháng 09 năm 2020
Tác giả
Nguyễn Thị Hoàng Yến
3
MỤC LỤC LỜI CẢM ƠN ........................................................................................... 1
LỜI CAM ĐOAN ..................................................................................... 2
MỤC LỤC ................................................................................................. 3
DANH MỤC CÁC KÝ HIỆU VÀ CHỮ VIẾT TẮT .............................. 5
DANH MỤC HÌNH ẢNH ........................................................................ 6
DANH MỤC BẢNG ................................................................................. 7
PHẦN MỞ ĐẦU ....................................................................................... 8
CHƯƠNG 1 TỔNG QUAN VỀ PHƯƠNG PHÁP TẠO ẢNH SIÊU ÂM SÓNG BIẾN DẠNG ....................................................................................... 10
1.1 Nguyên lý về siêu âm chẩn đoán .................................................. 10
1.1.1 Cơ sở vật lý của phương pháp tạo hình ảnh bằng siêu âm .... 10
1.1.2 Phương pháp tạo hình bằng siêu âm ...................................... 13
1.1.3 Các kiểu siêu âm ..................................................................... 16
1.2 Những kiến thức cơ bản về sự lan truyền sóng biến dạng .......... 18
1.2.1 Khái niệm sóng biến dạng ...................................................... 18
1.2.2. Nguyên lý tạo và đo vận tốc hạt của sóng biến dạng ............. 18
1.3 Phương pháp tạo ảnh siêu âm đàn hồi sóng biến dạng trong chẩn đoán bệnh .................................................................................................... 21
1.4 Ứng dụng siêu âm sóng biến dạng trong chẩn đoán xơ gan ....... 23
1.5 Tính toán Module shear phức theo mô hình Kelvin–Voigt ........ 25
1.6 Tổng quan các nghiên cứu về ước lượng và tạo ảnh đàn hồi nhớt mô ................................................................................................................ 26
CHƯƠNG 2 TẠO ẢNH SIÊU ÂM SỬ DỤNG SÓNG BIẾN DẠNG TRONG MÔI TRƯỜNG CÓ NHIỄU GAUSS ............................................. 28
2.1 Biểu diễn lan truyền sóng biến dạng sử dụng phương pháp sai phân hữu hạn trong miền thời gian (FDTD) ............................................. 28
2.2 Nhiễu trong ảnh siêu âm............................................................... 30
2.3 Lọc nhiễu ảnh 2D bằng bộ lọc LMS ............................................ 31
4
2.4 Ước lượng độ đàn hồi nhớt sử dụng bộ lọc thích nghi bình phương trung bình tối thiểu kết hợp thuật toán Biến đổi ngược đại số Helmholtz ..................................................................................................................... 33
2.5 Xây dựng kịch bản mô phỏng tạo ảnh siêu âm sử dụng sóng biến dạng trong môi trường có nhiễu gauss và kết quả. ................................... 34
CHƯƠNG 3 ƯỚC LƯỢNG CSM TRONG MÔI TRƯỜNG CÓ NHIỄU GAUSS VÀ HIỆN TƯỢNG PHẢN XẠ ......................................................... 40
3.1 Ảnh hưởng của hiện tượng phản xạ sóng biến dạng đến ước lượng CSM ............................................................................................................ 40
3.2 Khảo sát ảnh hưởng của hiện tượng phản xạ trong việc ước lượng CSM ............................................................................................................ 40
3.2.1 Xây dựng kịch bản mô phỏng ................................................. 40
3.2.2 Kết quả mô phỏng ................................................................... 42
KẾT LUẬN ............................................................................................. 46
DANH MỤC CÔNG TRÌNH KHOA HỌC CỦA TÁC GIẢ LIÊN QUAN ĐẾN LUẬN VĂN ............................................................................... 46
TÀI LIỆU THAM KHẢO ...................................................................... 47
5
DANH MỤC CÁC KÝ HIỆU VÀ CHỮ VIẾT TẮT
Nghĩa tiếng Anh Nghĩa tiếng việt Từ viết tắt
AHI Algebraic Helmholtz Inversion Biến đổi ngược đại số Helmholtz
ARF Acoustic Radiation Force Lực bức xạ âm
ARFI Kỹ thuật tạo hình xung lực bức xạ âm Acoustic Radiation Force Impulse
CSM Complex Shear Modulus Module Shear phức
CT Computed Tomography Chụp cắt lớp vi tính
FDTD Finite Difference Time Domain Sai phân hữu hạn trong miền thời gian
LMS Least Mean Square Trung bình bình phương tối thiểu
MLEF Bộ lọc tổng hợp lẽ cực đại Maximum Likelihood Ensemble Filter
MRI Magnetic Resonance Imaging Tạo ảnh cộng hưởng từ
SW Shear Wave Sóng biến dạng
SWEI Shear Wave Elasticity Imaging Ảnh đàn hồi sóng biến dạng
UT Ultrasound Tomography Siêu âm cắt lớp
6
DANH MỤC HÌNH ẢNH
Hình 1.1 Tốc độ lan truyền của các mô thường gặp [2] ........................... 10 Hình 1.2 Xác định độ sâu của của giao diện nơi tạo ra phản hồi[2] ........ 11 Hình 1.3 Hiện tượng khúc xạ [2] .............................................................. 12 Hình 1.4 Độ giảm thấu của các mô thường gặp [2] .................................. 13 Hình 1.5 Cấu tạo đầu dò .......................................................................... 14 Hình 1.6 Ba loại đầu dò phổ biến ............................................................ 15 Hình 1. 7 Xơ gan qua các giai đoạn .......................................................... 23 Hình 1. 8 Giá trị độ nhớt của gan theo từng giai đoạn xơ hóa ................... 25 Hình 1. 9 Giá trị độ đàn hồi của gan theo từng giai đoạn xơ hóa............... 25
Hình 2. 1 Vận tốc hạt và các nút căng ứng xuất trên mặt phẳng (x,y)[17] 29 Hình 2.2 Bộ lọc LMS ................................................................................ 31 Hình 2.3 Lưu đồ thuật toán bộ lọc LMS ................................................... 32 Hình 2. 4 Lưu đồ giải thuật ước tính 2D - CSM sử dụng AHI .................. 34 Hình 2.5 Ảnh 2D lý tưởng độ đàn hồi của mô .......................................... 35 Hình 2.6 Ảnh 2D lý tưởng độ nhớt của mô ............................................... 35
Hình 3.1 Ảnh đàn hồi lý tưởng ................................................................. 42 Hình 3.2 Ảnh độ nhớt lý tưởng ................................................................. 42 Hình 3.3 Vận tốc sóng hạt theo không gian .............................................. 42 Hình 3.4 Vận tốc sóng phản xạ trong không gian ..................................... 43 Hình 3.5 Vận tốc sóng hạt khi không có phản xạ ...................................... 43 Hình 3.6 Vận tốc sóng hạt khi có phản xạ ................................................ 44 Hình 3.7 Ước lượng đàn hồi khi có phản xạ ............................................. 45 Hình 3.8 Ước lượng đàn hồi khi không có phản xạ ................................... 45 Hình 3.9 Ước lượng độ nhớt khi có phản xạ ............................................. 45 Hình 3.10 Ước lượng độ nhớt khi không có phản xạ ................................ 45
7
DANH MỤC BẢNG
Bảng 1. 1 Các mức độ xơ hóa gan (độ đàn hồi gan: kPa) ......................... 24
Bảng 2.1 Thống số giá trị đàn hồi và độ nhớt trong mô phỏng ................. 35 Bảng 2. 2 So sánh sai số chuẩn hóa khi sử dụng bộ lọc LMS và khi không sử dụng bộ lọc ....................................................................................................... 39 Bảng 2. 3 Sai số chuẩn hóa khi sử dụng bộ lọc LMS với các mức độ nhiễu giảm dần ........................................................................................................... 39
Bảng 3.1 Giá trị trở kháng âm của một số tổ chức, cơ quan trong cơ thể người ................................................................................................................ 40 Bảng 3.2 Bảng chỉ số sai số chuẩn hóa ước lượng CSM ........................... 44
8
PHẦN MỞ ĐẦU
1. Lý do chọn đề tài Ung thư là căn bệnh quái ác đang từng ngày cướp đi sinh mạng của hàng ngàn người trên thế giới. Tại Việt Nam, số người mắc ung thư đang gia tăng nhanh chóng và trở thành nỗi lo của toàn xã hội. Theo WHO, tổ chức Y tế thế giới, năm 2018 Việt Nam xếp vị trí 99/185 quốc gia và vùng lãnh thổ với tỉ lệ mắc ung thư là 151,4/100.000 dân. Xếp thứ 19 trong châu Á và thứ 5 tại khu vực Đông Nam Á. Năm 2000 Việt Nam có khoảng 68.000 ca ung thư mắc mới. Năm 2010 đã lên tới 126.000 ca mắc ung thư. Đến năm 2018, con số mắc mới đã tăng lên gần 165.000 ca/96,5 triệu dân. [11]Và ước tính đến năm 2020 số ca ung thư mắc mới ở Việt Nam 189.000 người. Như vậy số ca mắc mới ung thư ở Việt Nam tăng dần theo từng năm và tăng với con số chóng mặt
Việt Nam là quốc gia nằm trong vùng dịch tễ có tỉ lệ viêm gan cao. Ung thư gan đứng đầu trong các loại ung thư phổ biến với số mắc năm 2018 là 25.335 ca.[5] Tỷ lệ sống trung bình của bệnh nhân ung thư gan trong vòng 5 năm sau khi được chẩn đoán là khoảng 9 %. Nếu phát hiện và điều trị bệnh trong giai đoạn đầu, có khoảng 19% bệnh nhân có khả năng sống trên 5 năm. Tiên lượng sống trên 5 năm cho bệnh nhân ung thư gan giai đoạn 2 giảm xuống còn khoảng 6,5%. Đến giai đoạn cuối, tỷ lệ sống sót sau 5 năm của bệnh nhân ung thư gan chỉ còn khoảng 3,5% [1]
Những con số đáng báo động trên cho thấy việc tầm soát và chẩn đoán sớm bệnh ung thư nói chung và ung thư gan nói riêng là một trong những vấn đề có tính chất quyết định đến hiệu quả điều trị của người bệnh.
Nhiều nghiên cứu khoa học đã cho thấy ung thư gan phát triển trên nền xơ gan. Theo các chuyên gia y tế, chẩn đoán xơ gan là một trong những tiêu chí quan trọng trong việc quyết định điều trị, theo dõi diễn biến bệnh và tiên lượng bệnh. Trong chẩn đoán xơ gan, sinh thiết gan được xem là tiêu chuẩn vàng. Tuy nhiên, sinh thiết là phương pháp xâm lấn gây đau và dễ gây biến chứng như: Chảy máu, nhiễm khuẩn... Các biến chứng nguy hiểm xảy ra ở 1% - 5% bệnh nhân, với tỷ lệ tử vong được ghi nhận từ 1:1000 đến 1:10 0000 [13] Thêm vào đó sự chính xác của mẫu sinh thiết cũng là một vấn đề có thể dẫn đến sự sai lệch trong đánh giá xơ gan… Những hạn chế này của sinh thiết gan đã dẫn đến nhu cầu phát triển các đánh giá xơ hóa gan không xâm lấn phù hợp hơn để sàng lọc, theo dõi và điều trị bệnh. Với sự phát triển của khoa học, hiện nay kỹ thuật siêu âm sóng biến dạng có thể giúp bác sĩ chẩn đoán độ xơ hoá gan, độ cứng của khối u.
Siêu âm sóng biến dạng là kỹ thuật mới trong ngành siêu âm, giúp xác định độ đàn hồi của cơ quan, tổn thương. Kỹ thuật được thực hiện như siêu âm thường quy trên máy siêu âm có tính năng siêu âm sóng biến dạng. Phương pháp siêu âm này nâng độ đặc hiệu của chẩn đoán, giúp cho thu hẹp chỉ định sinh thiết mà không bỏ sót tổn thương.
Tuy nhiên quá trình tạo ảnh siêu âm sóng biến dạng luôn chịu ảnh hưởng của nhiễu Gauss và hiện tượng phản xạ làm giảm chất lượng hình ảnh do đó đề tài đề xuất “Nghiên
9
cứu tạo ảnh siêu âm sóng biến dạng trong môi trường có nhiễu” nhằm nâng cao chất lượng hình ảnh siêu âm qua đó góp phần giúp bác sĩ đưa ra những chẩn đoán chính xác hơn.
2. Mục đích nghiên cứu Luận văn nghiên cứu tạo ảnh siêu âm sóng biến dạng trong môi trường có nhiễu nhằm bổ sung đặc tính đàn hồi và nhớt của mô vào ảnh siêu âm, nâng cao chất lượng hình ảnh siêu âm qua đó góp phần giúp bác sĩ đưa ra những chẩn đoán chính xác hơn.
3. Nhiệm vụ nghiên cứu
- Tìm hiểu tổng quan tạo ảnh siêu âm - Tìm hiểu về sóng biến dạng - Nghiên cứu tạo ảnh siêu âm sử dụng sóng biến dạng với phương pháp sai phân hữu hạn trong miền thời gian (FDTD) kết hợp bộ lọc LMS và biến đổi ngược đại số Helmholtz (AHI).
- Mô phỏng tạo ảnh siêu âm sử dụng sóng biến dạng trong môi trường có nhiễu Gauss,
khảo sát ảnh hưởng của hiện tượng phản xạ sóng biến dạng.
4. Đối tượng và phạm vi nghiên cứu Đối tượng nghiên cứu là ảnh siêu âm sóng biến dạng: Ước lượng tính chất đàn hồi
và nhớt của mô mềm sinh học thông qua mô đun shear phức.
Luận văn tập trung nghiên cứu tạo ảnh siêu âm 2D sử dụng sóng biến dạng trong
môi trường có nhiễu và mô phỏng kiểm chứng.
5. Phương pháp nghiên cứu Luận văn sử dụng phương pháp nghiên cứu lý thuyết, phương pháp chuyên gia,
phương pháp mô phỏng kiểm chứng.
6. Cấu trúc luận văn Nội dung chính của luận văn được trình bày trong 3 chương: Chương 1: Tổng quan về phương pháp tạo ảnh siêu âm sóng biến dạng Chương này trình bày nguyên lý về siêu âm chẩn đoán và những kiến thức cơ bản
về sự lan truyền sóng biến dạng, phương pháp tạo ảnh siêu âm sóng biến dạng.
Chương 2: Tạo ảnh siêu âm sóng biến dạng trong môi trường có nhiễu Gauss Chương này trình bày về quy trình tạo ảnh sóng biến dạng sử dụng phương pháp sai phân hữu hạn trong miền thời gian (FDTD), bộ lọc LMS và thuật toán biến đổi ngược đại số Helmholtz (AHI). Xây dựng kịch bản mô phỏng kiểm chứng và kết quả.
Chương 3: Uớc lượng CSM trong môi trường có nhiễu Gauss và hiện tượng phản
xạ
Chương này xây dựng kịch bản mô phỏng khảo sát ảnh hưởng của hiện tượng phản
xạ sóng biến dạng đến ước lượng CSM.
10
CHƯƠNG 1
TỔNG QUAN VỀ PHƯƠNG PHÁP TẠO ẢNH SIÊU ÂM SÓNG BIẾN DẠNG
1.1 Nguyên lý về siêu âm chẩn đoán
1.1.1 Cơ sở vật lý của phương pháp tạo hình ảnh bằng siêu âm
Định nghĩa sóng siêu âm: Là các sóng hình sin tạo bởi những rung động cơ học trong môi trường vật chất (có thể đàn hồi, thay đổi hình dạng được). Siêu âm truyền năng lượng cơ học cho môi trường nhưng không ion hóa nó. [4]
Tần số siêu âm thường được sử dụng để chẩn đoán y tế là từ 2 đến 15 MHz. Sóng
siêu âm có thể được tạo ra bởi vật liệu có hiệu ứng áp điện.
Siêu âm là kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh sử dụng sóng siêu âm để chụp và nghiên
cứu các cấu trúc bên trong cơ thể bệnh nhân.
Phương pháp tạo hình ảnh bằng siêu âm dựa trên những đặc điểm sau của sóng
âm.
a. Tốc độ truyền của sóng âm
Tốc độ truyền của sóng âm phụ thuộc rất nhiều vào môi trường truyền âm. Trong cơ thể, chính tính chất vật lý của mô quyết định tốc độ lan truyền của sóng âm qua nó. Theo hình 1.1 ta thấy tốc độ thay đổi đáng kể. Các dụng cụ siêu âm trong y khoa thường lấy tốc độ trung bình ước định của sóng siêu âm trong các tổ chức phần mềm là 1.540m/s.
Hình 1.1 Tốc độ lan truyền của các mô thường gặp [2]
Tốc độ lan truyền của sóng âm liên quan tới tần số và bước sóng qua phương
trình (1.1)
(1.1) 𝑐 = 𝑓 × 𝜆
Trong đó: c là tốc độ truyền sóng âm (m/s)
11
𝑓 là tần số (Hz)
𝜆 là bước sóng (m)
Tốc độ lan truyền là một giá trị đặc biệt quan trọng trong ứng dụng lâm sàng của siêu âm và mang tính quyết định để xác định khoảng cách từ đầu dò tới giao diện phản chiếu. Chính sự tính toán thời gian này giúp siêu âm thu thập thông tin. Một khi sóng siêu âm được truyền vào cơ thể, thời gian phản hồi được ghi nhận, có thể tính ra độ sâu của giao diện nơi tạo ra phản hồi (hình 1.2).
Hình 1.2 Xác định độ sâu của của giao diện nơi tạo ra phản hồi[2]
Độ chính xác của việc đo đạc này tùy thuộc vào sự chênh lệch nhiều hay ít giữa
tốc độ ước định với tốc độ lan truyền thực sự của sóng âm trong mô khảo sát.
b. Trở kháng âm
Trở kháng âm (Z) là một đại lượng vật lý biểu thị cho khả năng cản trở của môi trường, chống lại không cho siêu âm xuyên qua, nó phụ thuộc vào mật độ và tốc độ truyền âm của môi trường theo phương trình (1.2)
(1.2) 𝑍 = 𝑐 × 𝜌
Trong đó: 𝜌 là mật độ của môi trường (kg/m3)
𝑐 là vận tốc lan truyền của sóng âm trong môi trường (m/s)
Z là trở kháng âm ( N·s/m³)
Trở kháng âm trong môi trường có vai trò quyết định đối với biên độ của sóng phản xạ trên mặt phân cách giữa hai môi trường. Tại các giao diện giữa hai môi trường có độ chênh lệch lớn về trở kháng âm, ví dụ như giữa mô với khí hoặc với xương, năng lượng phản hồi gần như hoàn toàn, còn nếu độ khác biệt ít hơn, chỉ một phần năng lượng phản hồi, phần còn lại vẫn tiếp tục truyền qua. Tương tự tốc độ lan truyền, trở kháng âm lệ thuộc tính chất vật lý của mô mà sóng truyền qua.
12
c. Hiện tượng khúc xạ
Một hiện tượng xảy ra khi sóng âm đi từ một mô này sang một mô khác mà tốc độ lan truyền trong môi trường sau cao hơn hoặc thấp hơn so với môi trường trước, đó là sự đổi chiều của hướng sóng tới. Sự đổi chiều này gọi là khúc xạ tuân theo luật Snell:
(1.3) ⁄ sin 𝜃𝑖 sin 𝜃𝑡 = 𝑐1 𝑐2⁄
Trong đó 𝜃𝑖 là góc tới, tạo bởi sóng tới tạo với giao diện, 𝜃𝑡 là góc khúc xạ, 𝑐1và
𝑐2 là tốc độ sóng âm lan truyền trong các mô tạo nên giao diện (hình 1.3).
Hình 1.3 Hiện tượng khúc xạ [2]
d.Hiện tượng phản xạ
Trong môi trường đồng nhất và đẳng hướng sóng âm truyền truyền theo phương thẳng. Khi nguồn siêu âm lan truyền qua hai môi trường có trở kháng âm khác nhau xảy ra hiện tượng phản xạ. Một phần năng lượng của chùm siêu âm sẽ phản xạ ngược trở lại và phần còn lại sẽ truyền tiếp vào môi trường thứ hai.
Năng lượng phản xạ từ giao diện âm được xác định bằng hệ số phản xạ R. Nếu chùm sóng tới thẳng góc với mặt phản xạ, năng lượng phản hồi được tính bằng phương trình (1.4)
𝑅 = (1.4)
(𝑍2 − 𝑍1)2 (𝑍2 + 𝑍1)2 Trong đó Z2 và Z1 là trở kháng của các môi trường tạo nên giao diện.
e. Hiện tượng tán xạ
Hiện tượng tán xạ xảy ra khi chùm tia siêu âm gặp các bề mặt không đồng đều hoặc cấu trúc nhỏ có kích thước nhỏ hơn rất nhiều bước sóng. Khi đó tia siêu âm bị phân tán theo các hướng khác nhau và chỉ có một phần nhỏ sóng phản hồi truyền tới được đầu dò. Hiện tượng tán xạ không phụ thuộc vào góc tới của tia siêu âm và có vai trò quan trọng trong đánh giá các cấu trúc nhỏ (độ đồng đều của nhu mô gan, tụy…).
f. Hiện tượng nhiễu xạ
13
Hiện tượng nhiễu xạ: chùm siêu âm có thể vòng qua vật cản. Hiện tượng này phụ thuộc vào bước sóng, khoảng cách đầu dò đến mặt phẳng thăm dò, đường kính của nguồn phát và góc độ của chùm siêu âm phát ra.
g. Sự hấp thu của tổ chức và độ suy giảm của năng lượng tia siêu âm
Khi sóng âm đi qua mô, nó sẽ mất năng lượng và biên độ của các sóng áp lực sẽ giảm dần khi sóng đi xa dần nguồn phát. Sự chuyển dịch năng lượng sang mô, cụ thể là nhiệt cùng với sự thất thoát năng lượng do phản hồi và khuếch tán đã tạo nên tình trạng giảm thấu. Như vậy giảm thấu là hậu quả của tổng hợp các hiệu ứng hấp thu, tán sắc, nhiễu xạ và phản hồi. Độ giảm thấu lệ thuộc tần số của sóng tới cũng như bản chất của môi trường.
(1.5)
𝐼𝑥 = 𝐼0 − 2𝐹𝑋
Trong đó: 𝐼0: là cường độ lúc ban đầu
𝐼𝑥: Cường độ ở độ sâu X
F: tần số sóng siêu âm
X: Chiều dày của mô xuyên qua
Sóng có tần số cao sẽ giảm thấu nhanh hơn sóng có tần số thấp và tần số của đầu dò là tiêu chuẩn quyết định độ sâu hữu ích mà siêu âm có thể thu nhập thông tin. Giảm thấu tác động lên hiệu quả xuyên thấu của sóng qua một mô nào đó (hình 1.4).
Hình 1.4 Độ giảm thấu của các mô thường gặp [2]
1.1.2 Phương pháp tạo hình bằng siêu âm
Đầu dò là thiết bị quan trọng trong siêu âm. Đầu dò phát chùm tia siêu âm vào trong cơ thể và thu nhận chùm tia siêu âm phản xạ. Đầu dò siêu âm được chế tạo dựa trên nguyên lý áp điện. Hiệu ứng áp điện có tính thuận nghịch: Khi nén và dãn tinh thể thạch anh theo một phương nhất định thì trên bề mặt của tinh thể theo phương vuông góc với lực kéo, dãn sẽ xuất hiện những điện tích trái dấu và một dòng điện được tạo thành, chiều của dòng điện thay đổi theo lực kéo hoặc dãn. Ngược lại khi cho một dòng
14
điện xoay chiều chạy qua tinh thể thạch anh, tinh thể sẽ bị nén và dãn liên tục theo tần số dòng điện và tạo thành dao động cơ học. [3]
Cấu tạo cơ bản của một đầu dò siêu âm (hình 1.5)
+ Đầu dò siêu âm gồm nhiều chấn tử. Mỗi chấn tử gồm một tinh thể áp điện được nuôi bằng các chuỗi xung cao tần. Chiều dày của các tinh thể ảnh hưởng đến tần số đầu dò. Cứ sau mỗi xung phát đầu dò lại làm nhiệm vụ tiếp nhận sóng phản hồi. Độ lặp lại của các chuỗi xung phụ thuộc vào độ sâu tối đa cần chẩn đoán.
+ Đầu dò của máy siêu âm có nhiều dải tần số .
+ Các điện cực áp vào 2 mặt của tinh thể áp điện.
+ Lớp giảm rung để tạo ra một dao động tắt dần nhanh sau khi ngừng tác dụng
xung điện.
+ Lớp đệm tăng cường khả năng truyền năng lượng xung siêu âm truyền ra ngoài
(giảm sự hao tổn).
Hình 1.5 Cấu tạo đầu dò1
Phân loại đầu dò:
- Theo phương pháp quét: Các đầu dò điện tử, các đầu dò cơ khí.
- Theo hình dạng vùng quét: Đầu dò Linear, đầu dò Convex, đầu dò Sector như
hình 1.6.
1 https://yhocvn.net/dau-do-sieu-am-cau-tao-nguyen-ly-va-cach-lua-chon.html
15
Hình 1.6 Ba loại đầu dò phổ biến 2
Đầu dò tuyến tính (Linear): Các chấn tử được xếp theo dạng thẳng, sóng âm được phát ra song song với nhau và tạo ra hình ảnh dạng hình chữ nhật. Lợi thế của dòng đầu dò này là cho ra hình ảnh siêu âm ở gần có độ phân giải cao. Vùng phủ sóng, tần số và các ứng dụng của đầu dò tuyến tính phụ thuộc vào việc sản phẩm dành cho hình ảnh 2D hay 3D. Đầu dò tuyến tính cho hình ảnh 2D có vùng phủ sóng rộng và tần số trung tâm của nó là 2,5Mhz - 12Mhz. Sử dụng để khám mạch máu, tĩnh mạch, hình ảnh mạch máu, tuyến vú, tuyến giáp, phẫu thuật nội soi, mổ nội soi, đo độ dày của mỡ cơ thể và cơ bắp để kiểm tra chăm sóc sức khỏe hàng ngày và kiểm tra hội chứng đầu máy. Đầu dò tuyến tính cho hình ảnh 3D có vùng phủ sóng rộng hơn và tần số trung tâm 7,5Mhz - 11Mhz được sử dụng để đánh giá mô mềm và tuyến giáp. Nhược điểm của đầu dò Linear là mặt tiếp xúc rộng, do đó sẽ tạo ra hình ảnh không thật khi khảo sát ở những vùng góc cạnh, vì không khí chen vào chính giữa da và đầu dò.Ứng dụng: Siêu âm vùng bụng, sản phụ khoa, tuyến giáp, mạch gần bề mặt, nội soi phẫu thuật…
Đầu dò lồi (Convex): Các chấn tử được xếp theo dạng cong cho phép có được hình ảnh với trường khảo sát rộng hơn và dạng quạt. Đầu dò lồi cho hình ảnh 2D có vùng phủ sóng tương đối rộng và tần số trung tâm của nó là 2,5 MHz - 7,5 MHz. Đầu dò này được dùng khảo sát bụng, sản khoa, vùng chậu qua ngả bụng. Đầu dò lồi cho hình ảnh 3D có trường nhìn rộng và tần số trung tâm 3,5 MHz - 6,5 MHz, có thể sử dụng để kiểm tra bụng. Các loại đầu dò Convex kích thước nhỏ, tần số cao được ứng dụng trong thăm khám âm đạo và trực tràng.
Đầu dò mảng pha (Sector - Phased Array): đặt tên theo sự sắp xếp tinh thể áp điện được gọi là mảng pha và nó là kiểu tinh thể được sử dụng phổ biến nhất. Đầu dò có vùng phủ sóng nhỏ và tần số thấp tần số trung tâm của nó là 2Mhz - 7.5Mhz. Điểm chùm tia hẹp nhưng nó có thể được mở rộng tùy thuộc vào tần số được áp dụng. Hơn nữa, hình dạng chùm tia gần như hình tam giác và độ phân giải trường gần kém. Đầu dò này thường dùng để khám tim, khám bụng, khám não.
2 https://easterngroup.com.vn/cach-lua-chon-dau-do-sieu-am
16
Nguyên lý hoạt động của máy siêu âm
Máy siêu âm hoạt động theo nguyên lý định vị bằng sóng siêu âm. Khi máy siêu âm hoạt động, các tinh thể bên trong đầu dò phát ra các sóng siêu âm truyền vào bên trong cơ thể. Các mô, xương và chất lỏng trong cơ thể - một phần hấp thụ hoặc truyền qua - một phần phản xạ lại sóng âm và quay ngược trở lại đầu dò.
Đầu dò thu nhận tín hiệu siêu âm phản hồi từ cơ thể sau đó biến thành dòng điện. Dòng điện này mang theo thông tin về độ chênh lệnh trở kháng giữa các cấu trúc mà chùm tia siêu âm đã xuyên qua và thông tin về khoảng cách từ cấu trúc phản xạ siêu âm đến đầu dò. Khoảng cách này được tính bằng phương trình (1.6).
(1.6) 𝐷 = 𝑐 × 𝑡 2
Trong đó D: khoảng cách
c: tốc độ siêu âm trong cơ thể
t: Thời gian từ khi phát xung đến khi nhận xung
Đầu dò thu nhận sóng âm phản hồi, gửi các thông tin này tới bộ xử lý, sau khi phân tích các tín hiệu phản hồi bằng các phần mềm và thuật toán xử lý ảnh, kết hợp các thông tin để xây dựng và tái tạo thành hình ảnh siêu âm.Tuỳ theo kiểu siêu âm mà cho ta các thông tin khác nhau về cấu trúc và chức năng của các cơ quan mà ta cần nghiên cứu.
1.1.3 Các kiểu siêu âm
Siêu âm kiểu A (Amplitude): Ghi lại sóng phản hồi bằng những xung nhọn, mà vị trí tương ứng với chiều sâu và biên độ tỷ lệ thuận với cường độ của âm vang (echo). Kiểu A ít có giá trị về chẩn đoán mà thường dùng để đo khoảng cách, kiểm tra sự chính xác của máy siêu âm.
Siêu âm kiểu B hay 2 chiều (2D): Kiểu siêu âm này được sử dụng phổ biến nhất trong tất cả các chuyên khoa. Mỗi sóng xung kểu B đều được ghi bằng một chấm sáng nhiều hay ít tùy theo cường độ của âm dội. Sự di chuyển của đầu dò trên da bệnh nhân cho phép ghi lại cấu trúc âm của các mô trong cơ thể nằm trên mặt phẳng quét chùm tia, đây là phương pháp siêu âm cắt lớp. Các thông tin này sẽ được thể hiện trên màn hình thành những chấm trắng đen xám sắp xếp theo một thứ tự nhất định tái tạo nên hình ảnh của các cơ quan, cấu trúc mà chùm tia đã đi qua.
Để tìm hiểu các cấu trúc có vận động trong cơ thể như tim và các mạch máu người ta chế tạo đầu dò có vận tốc tạo ảnh lớn hơn 24 hình/giây. Hình ảnh các lớp cắt sẽ nối tiếp nhau nhanh chóng, nhờ hiện tượng lưu ảnh võng mạc nên ta nhìn thấy ảnh liên tục, không tách rời từng lớp.
17
Siêu âm kiểu TM (TM - Time Motion): Trong kiểu siêu âm này âm vang sẽ ghi lại theo kiểu A, nhưng chuyển động theo thời gian nhờ màn hình quét ngang thường xuyên. Do đó những cấu trúc đứng yên trên màn hình là một đường thẳng, còn những cấu trúc chuyển động là một đường cong ngoằn nghèo tùy theo sự chuyển động của cơ quan thăm khám. [8] Siêu âm kiểu này thường dùng để khám tim, đo đạc các thông số siêu âm về khoảng cách, thời gian đối với những cấu trúc có chuyển động.
Siêu âm kiểu Doppler : Doppler là kỹ thuật ghi lại sóng âm thanh thu được từ vật thể chuyển động. Ứng dụng hiệu ứng Doppler để đo tốc độ tuần hoàn, xác định hướng của dòng máu và đánh giá lưu lượng máu. Có 3 loại Doppler: Doppler liên tục, Doppler màu, Doppler xung. Ngày nay người ta còn mã hóa các dòng chảy của siêu âm chính là siêu âm Động-màu, siêu âm Doppler năng lượng (Power Doppler), siêu âm tổ chức (tissue doppler).
Siêu âm kiểu 3D: siêu âm 3D đã được ứng dụng rất rộng rãi trong lĩnh vực sản khoa. Hiện nay có 2 loại siêu âm 3D, đó là loại tái tạo lại hình ảnh nhờ các phương pháp dựng hình máy tính và một loại được gọi là 3D thực sự (Live 3D, 3D real time, 4D). Siêu âm 3D do một đầu dò có cấu trúc khá lớn, mà trong đó người ta bố trí các chấn tử theo hình ma trận, phối hợp với phương pháp quét hình theo chiều không gian nhiều mặt cắt, các mặt cắt theo kiểu 2D này được máy tính lưu giữ lại và dựng thành hình theo không gian 3 chiều.
Hiện nay siêu âm được áp dụng rộng rãi trong chẩn đoán bệnh lý ở các cơ quan của hệ tiêu hóa, tim mạch, hệ tiết niệu sinh dục, da liễu….Các đầu dò thường dùng với tần số 2,5 MHz - 10MHz. Siêu âm còn giúp hướng dẫn để dò tìm xác định vị trí, hướng đi của kim để chọc sinh thiết, can thiệp điều trị nang v.v…Tuy nhiên với siêu âm thông thường khó có thể tái tạo lại các cấu trúc nhỏ hơn bước sóng. Siêu âm chụp cắt lớp(Ultrasound Tomography - UT) sử dụng kỹ thuật tán xạ có thể thực hiện được yêu cầu trên. Phương pháp DBIM được sử dụng trong siêu âm chụp cắt lớp. Phương pháp này biểu diễn mối quan hệ tuyến tính giữa tín hiệu siêu âm đo được với sự tương phản âm thanh khi siêu âm đi qua khối u. Trong [41] nhóm nghiên cứu của chúng tôi đã kết hợp DBIM với kỹ thuật nội suy để cải thiện chất lượng và thời gian tái tạo hình ảnh siêu âm chụp cắt lớp.
Ngoài phương pháp siêu âm chụp cắt lớp, một kỹ thuật siêu âm mới cũng đã và đang được phát triển để nâng cao hiệu quả chẩn đoán hình ảnh, đó là siêu âm đàn hồi sóng biến dạng. Phương pháp này bổ sung đặc điểm độ nhớt và độ đàn hồi của mô tổn thương trên nền hình ảnh siêu âm kiểu B. Kỹ thuật siêu âm đàn hồi sóng biến dạng sẽ được trình bày cụ thể trong các phần tiếp theo của luận văn.
18
1.2 Những kiến thức cơ bản về sự lan truyền sóng biến dạng
1.2.1 Khái niệm sóng biến dạng
Sóng biến dạng (shear wave - SW) hay còn gọi là sóng ngang, sóng trượt, sóng cắt. Sóng biến dạng là sóng có phương dao động vuông góc với phương truyền sóng. Sóng biến dạng truyền chậm hơn sóng dọc, giá trị thường cỡ 60% tốc độ sóng dọc ở cùng môi trường. Sóng biến dạng chỉ truyền trong chất rắn hoặc thể vô định hình gần rắn, bề mặt chất lỏng, không truyền qua chất lỏng và khí.
Phương trình sóng biến dạng (1.7) E = 3ρc2
(1.7)
Trong đó: ρ: Mật độ mô hay tỷ trọng mô (mg/m3)
c: Vận tốc sóng biến dạng (m/s)
E là mô đun đàn hồi Young ( Pa)
1.2.2. Nguyên lý tạo và đo vận tốc hạt của sóng biến dạng
Theo phương trình (1.7) trong cùng một loại mô, vận tốc của sóng cơ học trong mô càng lớn thì chứng tỏ mô càng cứng. Do đó, việc đo được vận tốc lan truyền của sóng cơ học trong mô có ý nghĩa rất lớn trong việc chỉ ra đặc tính vật lý của mô.
Trong kỹ thuật tạo ảnh đàn hồi sóng biến dạng, có hai phương pháp để tạo ra sóng biến dạng lan truyền trong mô. Thứ nhất là, sử dụng lực bức xạ âm ARF (Acoustic Radiation Force) để kích thích sự rung động của mô và từ đó tạo ra sóng biến dạng lan truyền trong mô. Thứ hai là, sử dụng một kim rung để kích thích dao động tại một vị trí trên mô, từ đó cũng tạo ra sóng biến dạng lan truyền trong mô.
a. Phương pháp tạo sóng biến dạng sử dụng lực bức xạ âm ARF
Lực bức xạ âm (ARF) là hiện tượng liên kết với lan truyền sóng âm trong môi trường giảm âm, là kết quả của một chuyển đổi động lượng (momentum transfer) từ sóng siêu âm lan truyền đến mô qua đó truyền đi theo luật hấp thụ và cơ chế tán xạ.
ARFI (Acoustic Radiation Force Impulse) là một phương pháp mới về siêu âm đàn hồi không xâm hại để xác định gan xơ hoá (hình 2.1). ARFI được thực hiện cùng lúc với siêu âm thường quy. Vùng khảo sát được chọn bằng hình ảnh siêu âm kiểu B. Vận tốc sóng biến dạng càng lớn thì mô khảo sát càng cứng.
19
Hình 1.7 Kỹ thuật ARFI trong siêu âm xác định gan xơ hóa
Hình 1.8 Tạo sóng biến dạng sử dụng ARFI3
Kỹ thuật ARFI [9]
Bước 1: Ghi hình siêu âm 2D cơ bản
Bước 2: Phát xung sóng âm ngắn (100 μm)
+ Xung áp âm gây ra lực nén trong mô
+ Lực nén làm các thành phần mô dịch chuyển ít nhiều đồng thời tạo ra sóng
biến dạng lan truyền trong mô .
Bước 3: Những chùm sóng âm được phát đi trong khoảng thời gian ngắn và liên
tục để thu về thông tin dịch chuyển của mô / so với hình tham khảo trong bước 1.
Bước 4: ước tính giá trị vận tốc sóng biến dạng
Ứng dụng mới của tạo hình xung lực bức xạ âm, được gọi là định lượng mô Virtual Touch, được thực hiện trên máy Acuson S2000 (Siemens AG, Erlangen, Đức) với đầu dò sector đa tần số 4-10 MHz, tạo hình hòa âm mô (tissue harmonic imaging) 4 MHz. Tạo hình xung lực bức xạ âm kích thích cơ học mô bằng cách sử dụng xung âm thời lượng ngắn (≈262 ms) với tần số truyền cố định là 2,67MHz để tạo ra dời chỗ mô khu trú, và các dời chỗ mô được theo dõi bởi các phương pháp tương quan siêu âm (ultrasound correlation-based methods).(Hình 1.8)
Ưu điểm của ARFI[12]
3 Hình ảnh bản quyền của Siemens
20
- ARFI là một phương pháp đánh giá xơ hóa gan không xâm lấn, thời gian thực
hiện ngắn.
- Vùng khảo sát có thể quan sát được nên tránh được các mạch máu và chọn
được độ sâu để đo.
- Phần mềm ARFI được cài đặt vào máy siêu âm thông thường, do đó vừa khảo sát
hình ảnh của gan vừa đánh giá độ cứng của gan cùng lúc
- ARFI có thể đo được ở bệnh nhân có báng bụng, khoảng gian sườn hẹp và chỉ số BMI cao trong khi transient elastography (FibroScan) không thực hiện được
Nhược điểm của ARFI:
Vùng khảo sát nhỏ (0,5cm x 1cm)
- - Kỹ thuật chưa được đánh giá rộng rãi như FibroScan
b. Phương pháp sử dụng một kim rung để kích thích dao động tại một vị trí trên mô, từ đó tạo ra sóng biến dạng lan truyền trong mô
Phương pháp sử dụng kim rung để tạo sóng biến dạng trong mô cũng được Frulio và cộng sự sử dụng trong [19]. Trong nghiên cứu này SWEI được dùng để đánh giá các bệnh liên quan đến Gan (hình 1.9).
Hình 1.9 Tạo sóng biến dạng sử dụng kim rung trong chẩn đoán bệnh gan
Việc mô phỏng nguyên lý tạo và đo vận tốc hạt của sóng biến dạng lan truyền trong mô là dựa trên thực nghiệm được tiến hành trong [32]. Thí nghiệm được mô tả như hình 1.10: một chiếc kim (làm bằng thép không gỉ, đường kính 1.5 mm và dài 13 cm) được điều khiển rung dọc trục bởi một bộ truyền động có thể điều chỉnh tần số dao động. Chiếc kim này tạo ra sự rung dọc theo trục z với tần số rung trong khoảng từ 50 Hz đến 450 Hz. Do đó, sóng biến dạng được truyền trong các lớp mặt phẳng (X,Y) vuông góc với trục Z (trục dao động của kim rung). Đo vận tốc hạt của sóng biến dạng bằng hệ thống siêu âm Doppler.
21
Hình 1.10 Tạo và đo sóng biến dạng trong mô
Phương trình (1.8) được sử dụng để tính toán vận tốc hạt v(r,t) tại vị trí không
gian r và thời gian t [33].
1 𝑣(𝑟, 𝑡) = 𝐴𝑒−𝛼(𝑟−𝑟0)𝑐𝑜𝑠[𝜔𝑡 − 𝑘𝑠(𝑟 − 𝑟0) − 𝜙] (1.8) √𝑟 − 𝑟0
Trong đó A là biên độ rung của kim, r0 là vị trí không gian của kim, ϕ là pha ban
đầu, α và ks tương ứng là hệ số suy hao và số sóng ở vị trí không gian r.
Tuy nhiên, phương trình (1.8) không phản ánh được sự lan truyền sóng biến dạng trong mô thực, đặc biệt trong môi trường không đồng nhất. Do đó, phương pháp FDTD (Finite Difference Time Domain) được sử dụng với sự giả định rằng sự lan truyền sóng biến dạng dọc trục xuyên tâm và bỏ qua sự hấp thụ của môi trường sẽ được trình bày cụ thể trong chương 2.
1.3 Phương pháp tạo ảnh siêu âm đàn hồi sóng biến dạng trong chẩn đoán bệnh
Nhiều loại mô cơ thể được cấu tạo nên từ các thành phần khác nhau nên chúng có độ cứng khác nhau. Các biến đổi bệnh lý khiến cho mô thay đổi độ cứng. Các mô bệnh lý có thể có cùng độ phản hồi âm, nhưng chúng có độ cứng khác nhau, các mô càng ác tính thì độ cứng càng tăng. Vì vậy khi đánh giá được độ cứng của mô tổn thương sẽ cung cấp thêm thông tin về bản chất của mô đó.
Những mô bệnh lý có cùng độ phản hồi âm thì trên hình ảnh siêu âm kiểu B khó phân biệt tính chất lành tính hay ác tính, siêu âm Doppler có thể hỗ trợ thêm cho nhận định, những khối u ác thường tăng sinh mạch máu nhiều, nhưng nhiều trường hợp sự tăng sinh mạch máu cũng không rõ ràng vì vậy vẫn khó nhận định tính chất lành tính hay ác tính. Siêu âm đàn hồi mô sẽ giúp bổ sung thêm thông tin về đặc tính của mô tổn thương để làm tăng khả năng chẩn đoán
22
Siêu âm đàn hồi mô là một bước tiến mới trong ngành siêu âm. Phương pháp này
được đề xuất vào năm 1991.
Hình 1.11 Ba phương pháp siêu âm thường được phối hợp để hỗ trợ giúp đánh giá tổn thương được chính xác [6]
1.3.1. Nguyên lý của siêu âm đàn hồi mô
Nguyên lý của siêu âm đàn hồi là cùng một lực tác động, mô mềm sẽ biến dạng nhiều và mô cứng biến dạng ít hơn. Khi ta ấn vào một vật, tùy theo độ cứng của vật mà vật biến dạng hoặc dịch chuyển khác nhau. Sự biến dạng và dịch chuyển đó sẽ được ghi lại và mã hóa bằng màu sắc gọi là bản đồ đàn hồi (Xem hình 1.12) Dựa vào bản đồ đàn hồi có thể lượng hóa được mức độ cứng của các vùng mô. Thang màu được hiển thị bên cạnh hình ảnh siêu âm.
Hình 1.12 Bản đồ đàn hồi [14]
Siêu âm đàn hồi được phân thành 2 loại: tạo hình đàn hồi biến dạng mô (strain elastography) và tạo hình đàn hồi sóng biến dạng (Shear-wave elastography). Phương
23
pháp siêu âm đàn hồi bằng cách tác động một lực từ bên ngoài lên tổn thương để gây ra biến dạng tổn thương được gọi là tạo hình đàn hồi biến dạng mô. Khi thực hiện người làm siêu âm ấn đầu dò bằng một lực nhất định để tác động lên mô tổn thương. Nhược điểm của phương pháp này là lực ấn đầu dò khó xác định nên giữa lần này và lần khác ở cùng một người, giữa người này và người khác lực tác động sẽ khác nhau làm kết quả không thống nhất. Để khắc phục nhược điểm trên người ta dùng phương pháp siêu âm đàn hồi sóng biến dạng.
1.3.2 Nguyên lý siêu âm đàn hồi sóng biến dạng
Phát một chùm sóng siêu âm tần số 50Hz vào mô tổn thương, sóng siêu âm là sóng dọc nó sẽ tác động vào mô tổn thương một lực cơ học xác định làm mô tổn thương bị biến dạng nén theo chiều dọc và dãn theo chiều ngang. Những rung động giãn theo chiều ngang sẽ tạo ra sóng rung động ngang. Tùy theo độ cứng của mô mà tốc độ của sóng rung động ngang khác nhau, mô càng cứng thì tốc độ sóng rung động ngang càng tăng. Đầu dò siêu âm sẽ thu nhận sóng này và mã hóa ra bằng màu sắc để tạo ta bản đồ đàn hồi mô, từ đó giúp ta lượng hóa được độ cứng của mô, đơn vị là m/s hoặc kPa.
Ưu điểm của phương pháp siêu âm đàn hồi sóng biến dạng là không phụ thuộc
vào người làm siêu âm.
1.4 Ứng dụng siêu âm sóng biến dạng trong chẩn đoán xơ gan
Hình 1. 7 Xơ gan qua các giai đoạn4
Xơ hóa gan là sự tích tụ quá mức của các protein chất nền ngoại bào bao gồm cả colllagen xảy ra ở hầu hết các loại bệnh gan mãn tính. Xơ hóa gan tiến triển dẫn đến xơ gan, suy gan…Xơ gan là tình trạng các tế bào gan bị tổn thương liên tục trong thời gian dài đặc trưng bởi sự thay thế mô gan bằng mô xơ, sẹo và sự thành lập các nốt tân sinh dẫn đến mất chức năng gan.
4 https://www.vinmec.com/vi/tin-tuc/thong-tin-suc-khoe/do-xo-hoa-gan-f2-f3-co-nghia-la-gi/
24
Theo Metavir, xơ hóa gan được chia thành 5 mức độ, cụ thể như sau: F0: không xơ hóa; F1: xơ hóa nhẹ, Các mô sẹo xơ hóa gan mới chỉ bắt đầu hình thành.; F2: Xơ lan tỏa đến các vùng gan quanh mạch máu, Lượng tế bào mô xơ hóa gan giai đoạn này tăng lên rất nhiều, làm gan bị suy yếu chức năng rõ rệt; F3: Xơ hóa nặng, Xơ trải rộng và có sự kết nối giữa các vùng gan bị xơ với nhau; F4: Xơ gan hoặc xơ gan tiến triển, ở giai đoạn này tế bào gan đã bị tổn thương hoàn toàn, gan không còn hoạt động như bình thường được nữa.
Mức độ xơ hóa gan liên quan trực tiếp với độ đàn hồi của gan. Các mức độ xơ
Bảng 1. 1 Các mức độ xơ hóa gan (độ đàn hồi gan: kPa)
hóa gan ở một số bệnh gan mãn cũng đã được thống kê trong bảng 1.15
F0 - F1
F2
F3
F4
STT Các bệnh gan mạn 1 2 3 4 5 6 7
Bệnh gan mạn nói chung Viêm gan virus B Viêm gan virus C Đồng nhiễm HCV-HIV Bệnh gan ứ mật NAFLD/NASH Bệnh gan do rượu
≤5,3 ≤6,0 ≤7,0 ≤7,0 ≤7,0 ≤7,0 ≤5,9
≥7,2 ≥6,0 ≥7,0 ≤10 ≥7,5 ≥7,5 ≥7,8
≥12,5 ≥9,0 ≥9,5 ≥11,0 ≥10,0 ≥10,0 ≥11,0
≥17,6 ≥12,0 ≥12,0 ≥14,0 ≥17,0 ≥14,0 ≥19,5
Đánh giá mức độ xơ hóa có ý nghĩa quan trọng trong điều trị lâm sàng. Thông số này giúp bác sỹ đưa ra phác đồ điều trị tốt nhất. Xơ hóa liên quan đến các bệnh gan mãn tính khiến gan trở nên cứng hơn các mô bình thường. Do đó, phương pháp siêu âm đàn hồi sóng biến dạng có thể được sử dụng để phân biệt mô bị ảnh hưởng với mô bình thường. Đây là phương pháp được dùng để đánh giá tổn thương trong nhu mô gan và mức độ xơ gan thông qua độ đàn hồi và độ nhớt của gan.
Kết quả đánh giá mức độ xơ hóa qua từng giai đoạn dựa vào thông số độ nhớt và
độ đàn hồi của gan thể hiện trong hình 1.8 và hình 1.9[15]
5 https://medlatec.vn/tin-tuc/fibroscan--ky-thuat-sieu-am-dan-hoi-gan-an-toan-chinh-xac-hieu-qua-s154-
n6696
Hình 1. 8 Giá trị độ nhớt của gan theo từng giai đoạn xơ hóa
Hình 1. 9 Giá trị độ đàn hồi của gan theo từng giai đoạn xơ hóa
25
1.5 Tính toán Module shear phức theo mô hình Kelvin–Voigt
Module shear phức (CSM) được định nghĩa theo mô hình Kelvin - Voigt [40].
Biểu diễn theo phương trình (1.9)
µ = µ1 − iωη (1.9)
Trong đó µ chính là CSM, µ1 (Pa) là độ đàn hồi của môi trường tại vị trí khảo
sát, η (Pa.s) là độ nhớt của môi trường tại vị trí khảo sát, ω là tần số góc.
Biểu diễn CSM bao gồm độ đàn hồi và độ nhớt của mô. Đồng thời, CSM có ảnh
hưởng đến tốc độ truyền sóng biến dạng trong mô theo phương trình:
26
(1.10)
Trong đó cs (m/s) là tốc độ truyền sóng biến dạng trong mô,
ρ (kg/m3) là mật độ khối của môi trường (mô) tại điểm khảo sát, giả sử
rằng ρ cho trước và cố định.
Theo định nghĩa số sóng phức, số sóng ks và hệ số hấp thụ α tại một vị trí trong
không gian là phần thực và phần ảo của số sóng phức theo phương trình (1.11).
(1.11)
Ngoài ra, số sóng phức còn được tính theo phương trình (1.12).
(1.12)
Với f (Hz) là tần số dao động của sóng biến dạng (tần số rung của nguồn kích
thích). Kết hợp phương trình (1.10) và (1.12) ta có:
(1.13)
Từ các phương trình (1.9) (1.11) (1.13) ta có thể tính toán độ đàn hồi và độ nhớt
tại mỗi điểm trong không gian:
(1.14) 𝜇1 = 𝜌𝜔2(𝑘𝑠 (𝑘𝑠
2 − 𝛼2) 2 + 𝛼2)2 2𝜌𝜔𝑘𝑠𝛼 2 + 𝛼2)2 Theo các phương trình (1.14) (1.15) có thể thấy rằng việc ước lượng CSM nhận
(1.15) 𝜂 = − (𝑘𝑠
được sau khi ước lượng số sóng 𝑘𝑠 và hệ số hấp thụ 𝛼.
1.6 Tổng quan các nghiên cứu về ước lượng và tạo ảnh đàn hồi nhớt mô
Độ đàn hồi nhớt là tính chất của vật liệu thể hiện cả tính nhớt và tính đàn hồi. Theo đó, tạo ảnh đàn hồi nhớt bao gồm việc tạo ảnh độ đàn hồi và tạo ảnh độ nhớt. Từ những năm 1980, hầu hết các nghiên cứu về sóng biến dạng chỉ tập trung vào đo lường và tạo ảnh độ đàn hồi.
Năm 1998, Sarvazyan đã giới thiệu về kỹ thuật tạo ảnh đàn hồi sóng biến dạng (SWEI) dùng trong chẩn đoán y tế [37]. Năm 2004, Chen và các cộng sự đã đưa ra phương trình cho thấy vận tốc truyền sóng biến dạng có liên quan đến độ đàn hồi và độ nhớt của môi trường[16]. Theo đó, họ đề xuất phương pháp định lượng độ đàn hồi và độ nhớt mô thông qua việc đo vận tốc sóng biến dạng. Năm 2010, Orescanin Marko và
27
các cộng sự đã áp dụng lọc tổ hợp hợp lẽ cực đại (MLEF) để ước lượng các tham số môđun biến dạng phức (CSM - Complex Shear Modulus) cho môi trường đồng nhất dựa trên mô hình Kelvin – Voigt [33]. Ở Việt Nam, từ năm 2013, nhóm nghiên cứu của thầy Trần Đức Tân đã có những nghiên cứu ban đầu về ước lượng CSM sử dụng MLEF cho môi trường không đồng nhất [39]. Nhược điểm của MLEF là khối lượng tính toán lớn và vì thế không phù hợp cho định hướng tới các thiết bị tạo ảnh CSM thời gian thực. Cho đến nay, nghiên cứu về ước lượng CSM và tạo ảnh siêu âm sóng biến dạng vẫn đang thu hút được sự quan tâm rất lớn của các nhóm nghiên cứu khác nhau [7, 16, 17, 36]
28
CHƯƠNG 2
TẠO ẢNH SIÊU ÂM SỬ DỤNG SÓNG BIẾN DẠNG TRONG MÔI TRƯỜNG CÓ NHIỄU GAUSS
Trong chương 1, luận văn đã trình bày nguyên lý về siêu âm chẩn đoán và những kiến thức cơ bản về sự lan truyền sóng biến dạng, phương pháp tạo ảnh siêu âm sóng biến dạng. Chương 2 của luận văn sẽ đưa ra quy trình tạo ảnh sóng biến dạng sử dụng phương pháp sai phân hữu hạn trong miền thời gian (FDTD), bộ lọc LMS và thuật toán biến đổi ngược đại số Helmholtz (AHI). Xây dựng kịch bản mô phỏng kiểm chứng và kết quả.
2.1 Biểu diễn lan truyền sóng biến dạng sử dụng phương pháp sai phân hữu hạn trong miền thời gian (FDTD)
Phương pháp ước lượng sử dụng phương trình sóng (1.8) chỉ thực hiện tốt ở môi trường đồng nhất, với môi trường không đồng nhất tính hiệu quả không cao. Để khắc phục nhược điểm này, tác giả trong công trình [9] đã đề xuất sử dụng phương pháp sai phân hữu hạn trong miền thời gian (FDTD), là một phương pháp hữu hiệu để mô tả sóng biến dạng. Độ đàn hồi và độ nhớt sau đó được ước tính bằng thuật toán đảo ngược đại số Helmholtz (AHI).
Dưới giả định sự lan truyền của sóng biến dạng dọc theo trục xuyên tâm và bỏ qua sự hấp thụ của môi trường, vector vận tốc sóng 𝑣𝑧 trong mặt phẳng (x,y) liên quan đến Tensor độ nén theo trục x và y tương ứng là 𝜎𝑧𝑥 và 𝜎𝑧𝑦 như phương trình (2.1) và (2.2)(2.3)
(2.1) 𝜌𝜕𝑡𝑣𝑧 = 𝜕𝑥𝜎𝑧𝑥 + 𝜕𝑦𝜎𝑧𝑦
𝜕𝑡𝜎𝑧𝑥 = (𝜇 + 𝜂𝜕𝑡)𝜕𝑥𝑣𝑧 (2.2)
(2.3) 𝜕𝑡𝜎𝑧𝑦 = (𝜇 + 𝜂𝜕𝑡)𝜕𝑦𝑣𝑧
Trong đó, 𝜌 là mật độ của mô, 𝜇 và 𝜂 tương ứng là độ đàn hồi và độ nhớt của mô. 𝜕𝑡 là toán tử đạo hàm riêng theo thời gian, 𝜕𝑥 là toán tử đạo hàm riêng theo không gian trục x, 𝜕𝑦 là toán tử đạo hàm riêng theo không gian trục y.
Theo mô hình Kelvin-Voigt, CSM trong miền tần số G (x,y,ω) được định nghĩa
là:
(2.4) 𝐺(𝑥, 𝑦, 𝜔) = 𝜇(𝑥, 𝑦) − 𝑖𝜔𝜂(𝑥, 𝑦)
Trong đó, 𝜇(𝑥, 𝑦) là hằng số biến dạng đàn hồi tại vị trí không gian (x,y), 𝜂(𝑥, 𝑦) là hằng số nhớt động tại vị trí không gian (x,y). Biến đổi phương trình (2.1)và (2.2) bằng cách rời rạc hóa miền thời gian và không gian, ta được:
𝑛 | 𝑖,𝑗
(2.5) 𝑣𝑧(𝑥, 𝑦, 𝑡) = 𝑣𝑧(𝑖∆𝑥, 𝑗∆𝑦, 𝑛∆𝑡) = 𝑣𝑧
29
𝑛 | 𝑖,𝑗
(2.6) 𝜎𝑧𝑥(𝑥, 𝑦, 𝑡) = 𝜎𝑧𝑥(𝑖∆𝑥, 𝑗∆𝑦, 𝑛∆𝑡) = 𝜎𝑧𝑥
n | i,j
(2.7) σzy(x, y, t) = σzy(i∆x, j∆y, n∆t) = σzx
Trong đó ∆𝑥 khoảng cách 2 vị trí khảo sát liên tiếp theo phương x và ∆𝑦 là khoảng cách 2 vị trí khảo sát liên tiếp theo phương y và ∆𝑡 là chu kỳ lấy mẫu. Chỉ số i bước không gian trục x, chỉ số j bước không gian trục y, chỉ số n tương ứng với là bước thời gian. Các tham số này được minh họa trên Hình 2.1. Hình 2.1 biểu diễn mối quan hệ vận tốc - ứng suất trong mô hình rời rạc theo không gian. Trong đó kí hiệu tam giác xanh là vận tốc hạt, kí hiệu màu đỏ là ứng suất.
Hình 2. 1 Vận tốc hạt và các nút căng ứng xuất trên mặt phẳng (x,y)[21]
Trên cơ sở cách tiếp cận FDTD, biểu diễn phương trình (2.1) (2.2) và (2.3) dưới
1
1
1
1
∆𝑡
∆𝑡
dạng rời rạc như sau:
𝑛+1 |𝑖,𝑗 = 𝑣𝑧
𝑛 |𝑖,𝑗 +
𝑛+ (𝜎𝑧𝑥
𝑛+ (𝜎𝑧𝑦
𝑛+ − 𝜎𝑧𝑥
2 |𝑖+
𝑛+ ,𝑗 − 𝜎𝑧𝑥
2 |𝑖−
,𝑗 ) +
2 |𝑖,𝑗+
2 |𝑖,𝑗−
𝜌∆𝑦
1 2
1 2
1 2
1 2
𝜌∆𝑥 (2.8)
) 𝑣𝑧
1 2 |
1 2 |
30
𝑛+1 |𝑖+1,𝑗 − 𝑣𝑧
𝑛+1 |𝑖,𝑗)
𝑛+ 𝜎𝑧𝑥
𝑛− = 𝜎𝑧𝑥
𝑖+
,𝑗
𝑖+
,𝑗
1 2
1 2
𝜂
𝜂
+ (𝑣𝑧 𝜇∆𝑡 ∆𝑥
𝑛+1 |𝑖+1,𝑗 − 𝑣𝑧
𝑛+1 |𝑖,𝑗) −
𝑛 |𝑖+1,𝑗 − 𝑣𝑧
𝑛 |𝑖,𝑗)
∆𝑥
∆𝑥
1 2 |
1 2 |
(2.9) + (𝑣𝑧 (𝑣𝑧
𝑛+1 |𝑖,𝑗+1 − 𝑣𝑧
𝑛+1 |𝑖,𝑗)
𝑛+ 𝜎𝑧𝑦
𝑖,𝑗+
𝑖,𝑗+
1 2
1 2
+ (𝑣𝑧 𝜇∆𝑡 ∆𝑦
𝑛+1 |𝑖,𝑗+1 − 𝑣𝑧
𝑛+1 |𝑖,𝑗)
(2.10) + (𝑣𝑧
𝑛 |𝑖,𝑗+1 − 𝑣𝑧
𝑛 |𝑖,𝑗)
𝑛− = 𝜎𝑧𝑦 𝜂 ∆𝑦 𝜂 ∆𝑦
− (𝑣𝑧
2.2 Nhiễu trong ảnh siêu âm
Siêu âm là phương thức chẩn đoán sử dụng sóng âm có tần số cao tạo ra hình ảnh y học về cấu trúc bên trong cơ thể con người. Siêu âm có ưu điểm không làm tổn thương các mô bằng bức xạ ion hóa. Nhưng nhược điểm lớn của phương pháp này là tạo ra hình ảnh có nhiễu. Một số loại nhiễu thường gặp trong ảnh siêu âm là nhiễu muối tiêu (salt and pepper) nhiễu Gauss (AWGN), nhiễu đốm (Speckle Noise)…
Hình 2. 1 Nhiễu đốm trong ảnh siêu âm6
Nhiễu đốm là một thuộc tính cố hữu của ảnh siêu âm. Nó được tạo ra do sự giao thoa của các thành phần tín hiệu phản xạ khi đi qua các bộ phận trong cơ thể. Nhiễu đốm có kiểu chấm sáng chồng lên hình siêu âm, làm giảm độ tương phản và làm mờ các chi tiết nhỏ.
Nhiễu đốm là loại nhiễu nhân, một số phương pháp giảm nhiễu đốm đã được đưa
ra trong các nghiên cứu [23-25, 27, 31]
6 https://www.nguyenthienhung.com/2010/04/speckle-om.html
31
Hình 2. 2 Hình siêu âm có nhiễu và hình siêu âm sau khi thực hiện các kỹ thuật lọc nhiễu
Nhiễu Gauss trong siêu âm là tín hiệu ngẫu nhiên có mật độ phân bố xác suất theo hàm Gauss, được đặc trưng bởi giá trị trung bình và phương sai. Đây là một dạng nhiễu cộng sinh ra trong quá trình đo đạc hay do đặc tính phản xạ, tán xạ, bức xạ của sóng siêu âm. Một số giải pháp lọc nhiễu Gauss được đề xuất như: sử dụng thuật toán lọc Wiener với kỹ thuật giả nghịch đảo[22], sử dụng bộ lọc trung vị [26]… Đối với siêu âm sóng biến dạng, vận tốc hạt có thể bị ảnh hưởng bởi nhiễu Gauss. Do đó trước khi áp dụng phương pháp AHI để ước tính trực tiếp CSM theo [30], tác giả cần lọc nhiễu.
2.3 Lọc nhiễu ảnh 2D bằng bộ lọc LMS
Trong khuôn khổ luận văn, tác giả sử dụng bộ lọc trung bình bình phương tối
thiểu LMS (Least Mean Square) để loại bỏ nhiễu Gauss.
Hình 2.2 Bộ lọc LMS
32
Tín hiệu vận tốc hạt của sóng biến dạng được biểu diễn là 𝑑(𝑛) được sinh ra từ nguồn kích thích và lan truyền vào mô. Trong quá trình truyền, tín hiệu này bị ảnh hưởng bởi nhiễu 𝑣(𝑛) tạo thành tín hiệu có nhiễu 𝑣𝑧(𝑛) như phương trình:
(2.11) 𝑣𝑧 (𝑛) = 𝑑(𝑛) + 𝑣(𝑛)
Để khử nhiễu trong tín hiệu 𝑣𝑧(𝑛), thực hiện ước lượng nhiễu 𝑣(𝑛) từ tín hiệu 𝑥(𝑛), là tín hiệu thu được khi kim không rung. Khi nhiễu được ước lượng thông qua thuật toán LMS 𝑦(𝑛) = 𝑣̂(𝑛), tín hiệu lối ra của bộ lọc sẽ là 𝑑̂(𝑛) = 𝑣𝑧 (𝑛) − 𝑦(𝑛) = 𝑑(𝑛) + 𝑣(𝑛) − 𝑣̂(𝑛), là ước lượng của 𝑑(𝑛).
Tín hiệu 𝑣𝑧 (𝑛) được lấy mẫu và nó tạo thành một vector bao gồm N mẫu, được
biểu diễn bằng phương trình (2.12)
(2.12) 𝑣𝑧 (𝑛) = [𝑣𝑧 (0) 𝑣𝑧 (1) . . 𝑣𝑧 (𝑁 − 1)]
Giá trị ước lượng của tín hiệu mong muốn là 𝑑̂(𝑛). Các hệ số của bộ lọc được
biểu diễn bằng phương trình (2.13)
(2.13) 𝑤(𝑛) = [𝑤(0) 𝑤(1) . . 𝑤(𝐿)]
Với L là bậc của bộ lọc, 𝑤(𝑛) là trọng số của bộ lọc. Các hệ số 𝑤(𝑛) được cập
Hình 2.3 Lưu đồ thuật toán bộ lọc LMS
nhật theo thuật toán LMS như lưu đồ hình 2.3
33
2.4 Ước lượng độ đàn hồi nhớt sử dụng bộ lọc thích nghi bình phương trung bình tối thiểu kết hợp thuật toán Biến đổi ngược đại số Helmholtz
Áp dụng thuật toán AHI [34] để ước lượng 2D - CSM từ các mô hình không gian của các sóng biến dạng mô phỏng. Trong một phạm vi nhỏ, giả định rằng các tính chất đàn hồi và nhớt của môi trường là đẳng hướng và sức nén của thiết bị thu đến môi trường là không đáng kể, thì vector vận tốc sóng 𝑣𝑧 có thể được mô tả bằng phương trình sóng Navier trong môi trường thuần nhất, bằng cách kết hợp phương trình trong (2.1) (2.2) và (2.3) ta thu được phương trình (2.14):
𝜕2𝑣𝑧 𝜕𝑡2 = 𝐺′(𝑥, 𝑦, 𝑡)∇2𝑣𝑧
(2.14) 𝜌
Trong đó 𝐺′(𝑥, 𝑦, 𝑡) là CSM trong miền thời gian, ∇2𝑣𝑧 là toán tử Laplace của 𝜕2𝑣𝑧 𝜕𝑡2 . Áp dụng thuật toán AHI để giải quyết phương
𝐺(𝑥,𝑦,𝜔)
𝑣𝑧 và được định nghĩa là ∇2𝑣𝑧 = trình (2.14), sau đó phương trình (2.14) trở thành phương trình Helmholtz (2.15):
𝜌
( ∇2 + 𝜔2)𝑉𝑧(𝑥, 𝑦, 𝜔)|𝜔=𝜔0 = 0 (2.15)
−𝜌𝜔0
2𝑉𝑧(𝑥,𝑦,𝜔0)
Trong đó G (x,y, ω) là CSM trong miền tần số và được định nghĩa trong (2.4), 𝑉𝑧(𝑥, 𝑦, 𝜔) là biến đổi Fourier thời gian của vận tốc sóng 𝑣𝑧(𝑥, 𝑦, 𝑡)và được định nghĩa 𝑉𝑧(𝑥, 𝑦, 𝜔) = 𝐹𝑡{𝑣𝑧(𝑥, 𝑦, 𝑡)}, 𝜔0 là giá trị duy nhất tại tần số xác định của độ rung. Từ phương trình (2.15) chúng ta có ước tính được độ nhớt và độ đàn hồi trực tiếp như sau:
∇2𝑉𝑧(𝑥,𝑦,𝜔0)
(2.16) 𝜇(𝑥, 𝑦) = ℜ{ }
−𝜌𝜔0𝑉𝑧(𝑥,𝑦,𝜔0) ∇2𝑉𝑧(𝑥,𝑦,𝜔0)
(2.17) 𝜂(𝑥, 𝑦) = ℑ { }
Trong đó 𝑉𝑧(𝑥, 𝑦, 𝜔0) được tính toán sử dụng biến đổi Fourier tại tần số góc xác
định 𝜔0; ∇2𝑉𝑧(𝑥, 𝑦, 𝜔0) toán tử Laplace của 𝑉𝑧(𝑥, 𝑦, 𝜔0).
Giải thuật đề xuất cho ước tính 2D - CSM sử dụng AHI [10]
Hình 2. 4 Lưu đồ giải thuật ước tính 2D - CSM sử dụng AHI
34
2.5 Xây dựng kịch bản mô phỏng tạo ảnh siêu âm sử dụng sóng biến dạng trong môi trường có nhiễu gauss và kết quả.
Ảnh 2D CSM được tạo nên bằng cách ước lượng CSM của tất cả các vị trí trong mặt phẳng không gian của mô. Tác giả sử dụng phương pháp FDTD để mô hình hóa vận tốc hạt của sóng biến dạng. Sau đó dùng bộ lọc thích nghi LMS để giảm nhiễu vận tốc sóng hạt đo được trước khi sử dụng thuật toán AHI để ước lượng CSM.
Để kiểm tra phương pháp đề xuất, tác giả thực hiện xây dựng một mô hình mô phỏng như sau: Môi trường 2D (vùng mô mềm sinh học) có kích thước 120×120 mm, chứa một khối xơ gan hình tròn ở vị trí (40 mm, 40 mm), bán kính khối xơ gan là 15 mm. Độ đàn hồi và độ nhớt của môi trường lần lượt là µ1 = 6000 Pa và 𝜂1 =1,2 Pa.s, độ đàn hồi và độ nhớt của khối xơ gan lần lượt là µ2 = 8900 Pa và 𝜂2 = 2,7 Pa.s. Các thông số chi tiết môi trường và khối xơ gan được đưa ra trong Bảng 2.1. Các thông số này dựa trên đánh giá xơ gan qua từng giai đoạn [38].
35
Bảng 2.1 Thống số giá trị đàn hồi và độ nhớt trong mô phỏng
Tọa độ Bán kính µ1 (Pa) η (Pa.s) (mm, mm) (mm)
6.000 1,2 Môi trường
(40, 40) 15 8.900 2,7 Khối xơ gan
Tần số rung của kim f = 200 Hz, mật độ khối của môi trường 𝜌 = 1.000 kg/m3, biên độ của kim rung 5 mm. Vận tốc hạt của sóng trượt được ước tính trên toàn bộ mặt phẳng môi trường 2D tại các vị trí cách đều nhau 1 mm theo cả hai trục X và Y. Do đó, tổng số vị trí cần ước tính trong vùng 2D là 120 × 120 = 14.400. Ở hình 2.5 và hình 2.6 minh họa các ảnh lý tưởng về đàn hồi và độ nhớt của mô theo kịch bản mô phỏng.
Hình 2.6 Ảnh 2D lý tưởng độ Hình 2.5 Ảnh 2D lý tưởng độ đàn hồi nhớt của mô của mô
Để dễ dàng quan sát và so sánh các giá trị ảnh ước lượng với các giá trị ảnh gốc, các kết quả được quan sát trên một đường thẳng trong không gian mô, như trong hình 2.7. Đường 10 không đi qua khối xơ gan, đường 40 đi qua khối xơ gan.
Hình 2.7Vị trí đường số 10 và 40
36
Vận tốc hạt lý tưởng tại một vị trí đo trong không gian mô được mô hình hóa theo phương pháp FDTD. Kết hợp với nhiễu Gauss, nó mô phỏng cho vận tốc hạt đo được tại vị trí đó bằng siêu âm Doppler. Hình 2.8 và hình 2.9 đưa ra hai đồ thị vận tốc hạt của sóng biến dạng tại vị trí có tọa độ lần lượt là (10,10), (40,40).
(a)
(b)
(c)
Hình 2.8 Vận tốc hạt sóng biến dạng tại vị trí (10,10)
(a)
(b)
(c)
Hình 2.9 Vận tốc hạt sóng biến dạng tại vị trí (40,40)
Hình 2.8 biểu diễn vận tốc sóng biến dạng tại vị trí (10,10). Đây là điểm không đi qua khối u đồng thời gần với nguồn phát sóng biến dạng. Ta thấy vận tốc không bị ảnh hưởng nhiều bởi nhiễu. Hình 2.9 đo tại vị trí (40,40) vị trí này có khối xơ gan, ta thấy vận tốc hạt đo được chịu ảnh hưởng của nhiễu của sóng biến dạng đã được giảm nhiễu đáng kể sau khi sử dụng bộ lọc LMS (Hình 2.9 b và Hình 2.9 c). Đồng thời vận
37
tốc sóng tại điểm(10,10) lớn hơn vận tốc sóng tại điểm (40,40). Như vậy vận tốc sóng biến dạng giảm dần theo khoảng cách từ vị trí kích thích đến vị trí khảo sát.
Hình 2.11 Độ đàn hồi tại line 40 Hình 2.10 Độ đàn hồi tại line 10
Hình 2.13 Độ nhớt tại đường số 40 Hình 2.12 Độ nhớt tại đường số 10
Tất các các hình 2.10, hình 2.11, hình 2.12, hình 2.13 đều cho thấy kết quả ước lượng kém chính xác tại các vị trí ở xa nguồn kích thích (phía bên phải các hình). Điều này có thể giải thích như sau: sóng biến dạng bị suy giảm khi truyền trong mô và có xu hướng tắt dần. Tương ứng với CSM được ước lượng dựa trên việc đo vận tốc hạt của sóng biến dạng. Các vị trí gần nguồn kích thích, kết quả ước lượng bám sát các giá trị lý tưởng. Ở các vị trí càng xa nguồn kích thích, vận tốc hạt của sóng biến dạng càng nhỏ, theo đó ước lượng CSM càng kém chính xác. Vị trí cách xa nguồn kích thích 80mm chất lượng do sóng biến dạng bị suy giảm rất nhiều do đó tác giả giới hạn kích thước ảnh ước lượng CSM ở kích thước 75x75mm. Các hình 2.14 và hình 2.15 chỉ ra kết quả ảnh 2D ước lượng được cho độ đàn hồi và độ nhớt của mô.
Hình 2. 14 Hình ảnh 2D ước lượng độ đàn hồi của mô
38
Hình 2.15 Hình ảnh 2D ước lượng độ nhớt của mô
39
Hình 2.14 và hình 2.15 hiển thị ảnh ước lương độ đàn hồi và ảnh độ nhớt đều chỉ
thị rõ vị trí, hình dạng và đặc tính đàn hồi, nhớt của khối xơ gan.
Đánh giá định lượng về hiệu quả của việc ước lượng 2D CSM tác giả sử dụng chỉ
số sai số chuẩn hóa. Công thức tính sai số chuẩn hóa được biểu diễn ở công thức
(2.18)
(2.19)
Trong đó 𝜖𝜇 là sai số chuẩn hóa của việc ước lượng ảnh 2D độ đàn hồi; 𝜖𝜂 là sai số chuẩn hóa của việc ước lượng ảnh 2D độ nhớt; M×N là kích thước ảnh; 𝜇𝑖𝑗 và 𝜇̂𝑖𝑗 là độ đàn hồi lý tưởng và độ đàn hồi ước lượng tại điểm ảnh có tọa độ (i,j); 𝜂𝑖𝑗 và 𝜂̂𝑖𝑗 là độ đàn nhớt tưởng và độ nhớt ước lượng tại điểm ảnh có tọa độ (i,j).
Trong quá trình tạo sóng biến dạng, khu vực chuyển tiếp từ lực nén - giãn sang sóng biến dạng rất khó xác định đặc trưng của sóng. Đồng thời tại các vị trí mô cách xa vị trí kích thích chất lượng ước lượng CSM kém hơn.Vì những lý do trên, trong giới hạn luận văn này tác giả giới hạn kích thước ảnh CSM là 75x75. Lấy những điểm ảnh có tọa độ (x,y)=(5:79, 5:79) để đánh giá ước lượng ảnh.
Bảng 2. 3 Sai số chuẩn hóa khi sử dụng bộ lọc LMS với các mức độ nhiễu giảm dần
Kết quả sai số chuẩn hóa như bảng 2.2 và bảng 2.3 Bảng 2. 2 So sánh sai số chuẩn hóa khi sử dụng bộ lọc LMS và khi không sử dụng bộ lọc
Qua bảng 2.2 và bảng 2.3 ta thấy Khi sử dụng bộ lọc LMS sai số chuẩn hóa đàn hồi nhỏ hơn 6,4%, sai số độ nhớt nhỏ hơn 8,02%. Mức độ nhiễu giảm thì sai số chuẩn hóa cũng giảm.
40
CHƯƠNG 3
ƯỚC LƯỢNG CSM TRONG MÔI TRƯỜNG CÓ NHIỄU GAUSS VÀ HIỆN TƯỢNG PHẢN XẠ
3.1 Ảnh hưởng của hiện tượng phản xạ sóng biến dạng đến ước lượng CSM
Trong truyền sóng, phản xạ là hiện tượng sóng khi lan truyền tới bề mặt tiếp xúc
của hai môi trường bị đổi hướng lan truyền và quay trở lại môi trường mà nó đã tới.
Cơ thể người bao gồm nhiều cơ quan, tổ chức có cấu trúc khác nhau do đó có trở kháng âm khác nhau. Khi chùm tia sóng biến dạng tới biên giới của hai môi trường có độ trở kháng âm khác nhau, một phần sẽ tiếp tục truyền vào môi trường tiếp theo, một phần sẽ bị phản xạ trở lại. Mức độ phản xạ nhiều hay ít phụ thuộc vào độ chênh lệch trở kháng giữa hai môi trường. Đại lượng đặc trưng cho mức độ phản xạ gọi là hệ số phản xạ R. Để đơn giản chúng ta xét trường hợp đặc biệt khi chùm tia vuông góc với mặt phẳng phân cách của các bộ phận cần thăm dò. Hệ số phản xạ được tính theo phương trình (1.4)
Bảng 3.1 Giá trị trở kháng âm của một số tổ chức, cơ quan trong cơ thể người
Cơ quan, tổ chức trong cơ thể người Trở kháng âm (Z)
Không khí 0,0004
Mỡ 1,38
Gan 1,65
Cơ 1,7
Xương 7,8
Theo phương trình (1.4) hệ số phản xạ càng lớn nếu tổng trở âm giữa hai môi trường càng khác nhau. Áp dụng phương trình (1.4) ta có thể tính được giữa mô mỡ và cơ hệ số R = 0,0007 nhưng giữa xương sọ và não hệ số R = 0,36.
Quá trình truyền âm, một phần siêu âm sẽ truyền qua môi trường thứ hai với hệ
số truyền qua là T= 1-R với T là hệ số truyền qua, R là hệ số phản xạ.
Ảnh hưởng của sóng phản xạ đến các phép đo vận tốc hạt cũng đã được đề cập
trong một số nghiên cứu[18, 35]
3.2 Khảo sát ảnh hưởng của hiện tượng phản xạ trong việc ước lượng CSM
3.2.1 Xây dựng kịch bản mô phỏng
Để khảo sát ảnh hưởng của hiện tượng phản xạ sóng biến dạng trong ước lượng độ đàn hồi và độ nhớt của mô mềm sinh học, tác giả xây dựng kịch bản mô phỏng trên Matlab như sau:
41
Môi trường 2D (vùng mô mềm sinh học) có kích thước 120×120 mm, chứa một khối xơ gan hình tròn ở vị trí (40 mm, 40 mm), bán kính khối xơ gan là 15 mm. Độ đàn hồi và độ nhớt của môi trường lần lượt là µ1 = 6000 Pa và η1 =1. 2 Pa.s, độ đàn hồi và độ nhớt của khối xơ gan lần lượt là µ2 = 8900 Pa và η2 = 2.7 Pa.s. Vùng mô mềm sinh học được mô phỏng như hình 3.1 và hình 3.2.
Hình 3.1 Ảnh đàn hồi lý tưởng
Hình 3.2 Ảnh độ nhớt lý tưởng
42
Tần số rung của kim f = 200 Hz, mật độ khối của môi trường 𝜌 = 1.000 kg/m3, biên độ của kim rung 5 mm. Vận tốc hạt của sóng trượt được ước tính trên toàn bộ mặt phẳng môi trường 2D tại các vị trí cách đều nhau 1 mm theo cả hai trục X và Y. Bước thời gian 7028.
Giả sử trên đường truyền, khi sóng biến dạng gặp bề mặt của khối xơ gan sẽ tạo
ra sóng biến dạng phản xạ. Sóng phản xạ đồng pha và có biên độ nhỏ hơn sóng tới.
Sóng tới và sóng phản xạ gặp nhau xảy ra hiện tượng giao thoa sẽ làm thay đổi vận tốc sóng hạt mà siêu âm Doppler đo được. Do vận tốc sóng hạt chính là cơ sở để ước lượng CSM độ đàn hồi và độ nhớt của mô theo công thức (2.16) và (2.17) nên khi vận tốc sóng hạt thay đổi sẽ làm ảnh hưởng đến độ chính xác của ước lượng CSM.
3.2.2 Kết quả mô phỏng
Đồ thị vận tốc hạt của sóng biến dạng như hình 3.3. Ta thấy sóng biến dạng có
biên độ suy giảm theo khoảng cách.
Hình 3.3 Vận tốc sóng hạt theo không gian
Xét trên đường thẳng 40 (đường thẳng đi qua khối xơ gan như hình 2.7), tại vị trí x=25 xảy ra hiện tượng phản xạ. Đồ thị vận tốc sóng phản xạ được mô tả như hình 3.4
43
Hình 3.4 Vận tốc sóng phản xạ trong không gian
Kết quả ta đo được vận tốc sóng hạt khi không có phản xạ và khi có phản xạ như
hình 3.5 và hình 3.6
Hình 3.5 Vận tốc sóng hạt khi không có phản xạ
44
Hình 3.6 Vận tốc sóng hạt khi có phản xạ
Ta thấy rằng tại vị trí x2 và x20 (vị trí có phản xạ) vận tốc sóng hạt khi có phản xạ lớn hơn khi không có phản xạ. Tại vị trí x40 (không có hiện tượng phản xạ) vận tốc sóng hạt không đổi. Như vậy có thể nói hiện tượng phản xạ sóng biến dạng làm thay đổi vận tốc đúng như giả thiết.
So sánh khi có hiện tượng phản xạ và không có hiện tượng phản xạ. Ước lượng đàn hồi và nhớt thay đổi như hình 3.7, hình 3.8, hình 3.9, hình 3.10. Nhận thấy khi không có phản xạ cho ước lượng CSM tốt hơn khi có phản xạ.
Để đánh giá định lượng, trong mô phỏng tác giả cũng dựa trên chỉ số sai số chuẩn
hóa.
Bảng 3.2 Bảng chỉ số sai số chuẩn hóa ước lượng CSM
Khi không có phản xạ Khi có phản xạ
0,0430 0,0754 𝝐𝝁
0,1412 0,2695 𝝐𝜼
45
Ta thấy khi có phản xạ sai số chuẩn hóa đàn hồi lớn hơn 3,24% và sai số chuẩn hóa độ nhớt lớn hơn 12,83% so với khi không có phản xạ sóng biến dạng. Như vậy hiện tượng phản xạ của sóng biến dạng cũng ảnh hưởng đến ước lượng CSM của mô mềm sinh học.
Hình 3.7 Ước lượng đàn hồi khi có phản xạ Hình 3.8 Ước lượng đàn hồi khi không có phản xạ
Hình 3.9 Ước lượng độ nhớt khi có phản xạ Hình 3.10 Ước lượng độ nhớt khi không có phản xạ
46
KẾT LUẬN
Tạo ảnh siêu âm sóng biến dạng cho biết độ đàn hồi và độ nhớt . Đây là hai tham số quan trọng được sử dụng để khảo sát cấu trúc các mô. Luận văn đã trình bày tổng quan về phương pháp tạo ảnh siêu âm sóng biến dạng làm cơ sở để thực hiện tạo ảnh CSM.
Học viên đã sử dụng phương pháp FDTD, dùng bộ lọc LMS để lọc nhiễu và thuật toán đảo ngược đại số Helmholtz (AHI) để ước lượng CSM từ đó mô phỏng dựng ảnh khối u trong môi trường 2D. Đánh giá chất lượng ảnh ước lượng bằng chỉ số sai số chuẩn hóa. Theo đánh giá chất lượng ảnh ước lượng được cải nhiện nhờ những phương pháp đã trình bày trong luận văn.
Học viên đã khảo sát ảnh hưởng của hiện tượng phản xạ sóng biến dạng đến ước lượng CSM trong môi trường 2D. Sóng biến dạng tới và sóng biến dạng phản xạ gặp nhau xảy ra hiện tượng giao thoa làm thay đổi vận tốc sóng hạt mà siêu âm Doppler đo được. Do vận tốc sóng hạt chính là cơ sở để ước lượng CSM độ đàn hồi và độ nhớt của mô nên khi vận tốc sóng hạt thay đổi sẽ làm ảnh hưởng đến độ chính xác của ước lượng CSM. Đây là những vấn đề đặt ra cho chúng tôi để tiếp tục mở rộng và phát triển hướng nghiên cứu này [20, 28, 29].
DANH MỤC CÔNG TRÌNH KHOA HỌC CỦA TÁC GIẢ LIÊN QUAN
ĐẾN LUẬN VĂN
1. Nguyen Thi Hoang Yen, Ngo Van Cong, Phung Cong Phi Khanh, Nguyen Ha Huy Cuong, Vijender Kumar Solanki, Tran Duc Tan, An Improvement for Tomographic Density Imaging using Integration of DBIM and Interpolation, 2018 IEEE International Conference on Research in Intelligent and Computing in Engineering (RICE III), IEEE Catalog Number CFP18RIC-ART, ISBN 978-1-5386-2599-6, El Salvador 22 – 24 August, 2018.
47
TÀI LIỆU THAM KHẢO
Tiếng Việt
1.
Bệnh viện trung ương quân đội 108 Xét nghiệm phát hiện sớm ung thư gan, truy cập ngày 20/08/2020, tại trang web http://benhvien108.vn/xet-nghiem- phat-hien-som-ung-thu-gan.htm.
2.
Võ Tấn Đức (2004), Siêu âm chẩn đoán, Nhà xuất bản y học, Thành phố Hồ Chí minh.
Hoàng Anh Bài giảng chuyên đề Nguyên lý siêu âm chẩn đoán.
3.
4.
Hoàng Ngọc Chương (2010), Kỹ thuật siêu âm: Dùng cho đào tạo cao đẳng Kỹ thuật y học, chủ biên, Giáo dục.
5.
Bệnh viện K Tỷ lệ mắc ung thư gan ở Việt Nam đứng thứ 3 thế giới, truy cập ngày 15/06/2020, tại trang web https://benhvienk.vn/ty-le-mac-ung- thu-gan-o-viet-nam-dung-thu-3-the-gioi- nd58228.html#:~:text=T%E1%BA%A1i%20Vi%E1%BB%87t%20Nam %2C%20ung%20th%C6%B0,ng%C6%B0%E1%BB%9Di%20%E1%BB %9F%20c%E1%BA%A3%20hai%20gi%E1%BB%9Bi.
Hà Hoàng Kiệm (2018), Siêu âm đàn hồi mô (Elastogram).
6.
7.
Trần Đức Tân Lương Quang Hải, Nguyễn Linh Trung (2015), Nâng cao chất lượng tạo ảnh siêu âm sóng biến dạng sử dụng hai bước lọc, Hội thảo quốc gia 2015 về Điện tử, Truyền thông và Công nghệ thông tin -- REV- ECIT, tr. 36-40.
8.
Nguyễn Phước Bảo Quân (2010), "Siêu âm bụng tổng quát", Nhà xuất bản Y học, năm.
9.
Nguyễn Thiện Hùng (2010), Bài soạn về siêu âm chẩn đoán, truy cập ngày 15/06/2020, tại trang web
https://www.nguyenthienhung.com/2010/04/speckle-om.html.
10. Trần Đức Tân và Trần Quang Huy (2020), "Nghiên cứu phát triển phương pháp tạo ảnh độ đàn hồi và độ nhớt sử dụng sóng trượt và mô hình FDTD/AHI", Journal of SCIENCE & TECHNOLOGY.
11. Bộ Y Tế - Cổng thông tin điện tử Điểm tin y tế ngày 24/9/2018, truy cập , tại trang web https://moh.gov.vn/diem-tin-y-te/-
ngày 22/06/2020 /asset_publisher/sqTagDPp4aRX/content/-iem-tin-y-te-ngay-24-9-2018.
12. Trần Thị Khánh Tường (2015), Nghiên cứu giá trị chẩn đoán xơ hóa gan bằng phối hợp kỹ thuật ARFI với APRI ở các bệnh nhân viêm gan mạn, Luận án tiến sĩ y học
48
Tiếng Anh.
13. Nezam H Afdhal và David %J American Journal of Gastroenterology Nunes (2004), "Evaluation of liver fibrosis: a concise review", American Journal of Gastroenterology. 99(6), tr. 1160-1174.
14.
Jeremy Bercoff (2008), "ShearWave TM Elastography", Supersonic Imagine White Paper. Aix en Provence: Supersonic Imagine.
15. Shigao Chen và các cộng sự. (2013), "Assessment of liver viscoelasticity by using shear waves induced by ultrasound radiation force", Jadiology. 266(3), tr. 964-970.
16. Shigao Chen và các cộng sự. (2009), "Shearwave dispersion ultrasound vibrometry (SDUV) for measuring tissue elasticity and viscosity", IEEE transactions on ultrasonics, ferroelectrics, and frequency control. 56(1), tr. 55-62.
17. Andres Coila và các cộng sự. (2016), A regularization approach for ultrasonic attenuation imaging, 2016 IEEE 13th International Symposium on Biomedical Imaging (ISBI), IEEE, tr. 469-472.
18. Thomas Deffieux và các cộng sự. (2011), "On the effects of reflected waves in transient shear wave elastography", Institute of Electrical and Electronics Engineers. 58(10), tr. 2032-2035.
19. N. Frulio và H. Trillaud (2013), "Ultrasound elastography in liver", Diagn
Interv Imaging. 94(5), tr. 515-34.
20. Nguyen Thi Hao và các cộng sự. (2013), 2D Shear wave imaging using maximum likelihood ensemble filter, International Conference on Green and Human Information Technology (ICGHIT 2013), tr. 88-94.
21. Huu-Tue Huynh (2019), "Two-dimensional complex shear modulus imaging of soft tissues by integration of Algebraic Helmoltz Inversion and LMS filter into dealing with noisy data: a simulation study", Mathematical Biosciences and Engineering.
22. Li-Hong Juang và Ming-Ni %J Measurement Wu (2010), "Image noise reduction using Wiener filtering with pseudo-inverse", ScienceDirect 43(10), tr. 1649-1655.
23. Darwin T Kuan và các cộng sự. (1985), "Adaptive noise smoothing filter for images with signal-dependent noise", IEEE transactions on pattern analysis(2), tr. 165-177.
24. Fatma LatifoğLu (2013), "A novel approach to speckle noise filtering based on artificial bee colony algorithm: an ultrasound image application", Computer methods
programs in biomedicine. 111(3), tr. 561-569.
49
25.
Jong-Sen Lee (1980), "Digital image enhancement and noise filtering by use of local statistics", IEEE transactions on pattern analysis
machine intelligence
(2), tr. 165-168.
26. Thanasis Loupas, WN McDicken và Paul L Allan (1989), "An adaptive weighted median filter for speckle suppression in medical ultrasonic images", IEEE transactions on Circuits Systems. 36(1), tr. 129-135.
27. Thanasis Loupas và các cộng sự. (1989), "An adaptive weighted median filter for speckle suppression in medical ultrasonic images", IEEE transactions on Circuits. 36(1), tr. 129-135.
28. Quang-Hai Luong và các cộng sự. (2020), "Simulation study of two- dimensional viscoelastic imaging of soft tissues using the extended Kalman filter for tumor detection", SAGE Journals. 96(5), tr. 435-447.
29. Quang Hai Luong, Manh Cuong Nguyen và Tran Duc Tan (2016), A frequency dependent investigation of complex shear modulus estimation, International Conference on Advances in Information and Communication Technology, Springer, tr. 31-40.
30. Hai Luong Quang và các cộng sự. (2018), "Complex shear modulus estimation using integration of lms/ahi algorithm", International Journal of Advanced Computer Science
Applications. 9(8), tr. 584-589.
31. Nikos E Mastorakis, Ioannis F Gonos và Swamy (2003), "Design of two- dimensional recursive filters using genetic algorithms", IEEE Transactions on Circuits Systems I: Fundamental Theory Applications. 50(5), tr. 634- 639.
32. M. Orescanin và M. Insana (2010), "Shear modulus estimation with vibrating needle stimulation", IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 57(6), tr. 1358-67.
33. Marko Orescanin và Michael F Insana (2010), Model-based complex shear modulus reconstruction: A Bayesian approach, 2010 IEEE International Ultrasonics Symposium, IEEE, tr. 61-64.
34. S. Papazoglou và các cộng sự. (2008), "Algebraic Helmholtz inversion in planar magnetic resonance elastography", Phys Med Biol. 53(12), tr. 3147- 58.
35. Zhen Qu và Yuu Ono (2015), "A method to reduce the influence of reflected waves on shear velocity measurements using B-mode scanning time delay", Japanese Journal of Applied Physics. 54(7S1), tr. 07HF01.
50
