Cộng hưởng từ MRI và các phương pháp tạo ảnh

ược một số vấn đề không mong muốn mà các phương pháp trước đó đã không thực hiện được. Một ưu điểm nổi bật của phương pháp chụp cộng hưởng từ là nó không sử dụng bất cứ loại bức xạ iôn hóa nào, vì thế sử dụng MRI sẽ tránh được những rủi ro bị nhiễm phóng xạ, và như thế, bệnh nhân có thể thực hiện việc chụp nhiều lần (hơn nhiều so với sử dụng phương pháp chụp CT và PET) mà không mấy bị ảnh hưởng. Các thế hệ máy cộng hưởng từ vẫn nối tiếp nhau ra đời, thế hệ sau ưu việt hơn thế hệ trước cả về thời gian chụp lẫn độ phân giải không phải chỉ do công nghệ tiên tiến mà còn nhờ có những phát minh mới trong các phương pháp tạo ảnh, mà mỗi phương pháp có một ưu điểm, ứng dụng riêng. Ở Việt Nam, máy cộng hưởng từ đã được đưa vào sử dụng từ nhiều năm nay, tuy nhiên vẫn chưa có nhiều những nghiên cứu và hiểu biết cần thiết về cộng hưởng từ nói chung và các phương pháp tạo ảnh nói riêng. Xuất phát từ thực tế như vậy, tôi đã chọn đồ án với nội dung là “MRI và các phương pháp tạo ảnh” với hy vọng giúp chúng ta nắm vững kiến thức căn bản về cộng hưởng từ và có cái nhìn sâu sắc hơn về các phương pháp tạo ảnh cộng hưởng từ. Cộng hưởng từ (MRI) là một lĩnh vực còn khá mới và đây là một lĩnh vực tương đối khó, đồng thời cơ hội được tiếp cận trực tiếp đối với các thiết bị cộng hưởng từ là rất ít, do vậy đồ án không tránh khỏi những thiếu sót. Cuối cùng em xin cảm ơn sự quan tâm giúp đỡ của thầy giáo Trần Hải Lưu đã tận tình hướng dẫn, cho em những lời khuyên quý giá để em hoàn thành tốt đề tài. Em cũng xin cảm ơn Ths. Nguyễn Thái Hà, phó bộ môn điện tử y sinh đã có những định hướng ban đầu, giúp em rất nhiều về tài liệu kiến thức chuyên môn. TÓM TẮT ĐỒ ÁN Với mục tiêu là giúp những người mới tìm hiểu có được cái nhìn tổng quát lẫn kiến thức căn bản, giúp các kĩ sư đã từng nghiên cứu về máy cộng hưởng từ có những ý tưởng phát triển mới, cải tiến chất lượng và tính ứng dụng cho máy cộng hưởng từ, tôi đã cố gắng viết đồ án này một cách rõ ràng, dễ hiểu nhất. Đồ án được chia thành 6 chương như sau: CHƯƠNG 1. GIỚI THIỆU CHUNG VỀ MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ CHƯƠNG 2. CẤU TRÚC CỦA MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ VÀ MỘT SỐ KHÁI NIỆM TOÁN HỌC CƠ BẢN CHƯƠNG 3 CÁC KHÁI NIỆM TRONG TẠO ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ CHƯƠNG 4. NGUYÊN LÝ TẠO ẢNH TRONG MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ CHƯƠNG 5 CÁC CHUỖI XUNG THƯỜNG SỬ DỤNG TRONG TẠO ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ CHƯƠNG 6. XỬ LÝ TÍN HIỆU ẢNH THU ĐƯỢC VÀ CÁC ĐẶC TRƯNG ẢNH Chương 1 là chương hết sức cơ bản giới thiệu tổng quan về cộng hưởng từ, lịch sử ra đời, quá trình phát triển và tương lai của máy cộng hưởng từ Chương 2 đề cập đến những vấn đề chuyên sâu, cho ta cái nhìn về các thành phần, cấu trúc của máy cộng hưởng từ. Các bộ phận phần cứng của máy như : nam châm, cuộn RF, Gradient… sẽ được trình bày tại đây đồng thời đưa ra một số các khái niệm toán học cơ bản được sử dụng trong tạo ảnh cộng hưởng từ Chương 3 trình bày các khái niệm trong tạo ảnh cộng hưởng từ, các vấn đề về hạt nhân, spin hạt nhân và các hệ quả liên quan Chương 4 nêu nên nguyên lý tạo ảnh trong cộng hưởng từ, sự mã hóa pha, mã hóa tần số và giải thích các khái niệm về thời gian khôi phục T1, T2, TE, TR Chương 5, và cũng là mục đích chính của đồ án, bao gồm những chuỗi xung và phương pháp tạo ảnh từ nguyên lý cơ bản đến ứng dụng, ưu, nhược điểm của từng loại chuỗi xung và phương pháp tạo ảnh, đặc biệt là phương pháp tạo ảnh mặt phẳng xung dội EPI, là phương pháp tạo ảnh nhanh nhất và linh hoạt nhất hiện nay. Chương 6 trình bày các vấn đề về quá trình thu và tái tạo ảnh, các yếu tố ảnh : độ phân giải, độ tương phản ảnh…cũng như các vấn đề về ảnh giả Với bố cục nội dung đồ án như vậy, tôi hy vọng rằng đồ án của mình sẽ trở thành nguồn tài liệu có ích cho mọi người. THESIS’ SUMMARY With the aim is to not only help the beginners to get both an overall view and a basic knowledge but also support some engineers who have researched MRI to attain novel ideas, improving the quality and application of MRI, I have tried my best to present the thesis in the most coherent and understandable way. The thesis consists of six chapters as follow: CHAPTER 1. AN OVERALL VIEW ABOUT MAGNETIC RESONANCE MACHINE CHAPTER 2. STRUCTURE OF MAGNETIC RESONANCE MACHINE AND SOME CONCEPTION BASIC MATHEMATICS CHAPTER 3. PULSE SEQUENCES CHAPTER 4. PRINCIPLE IMAGING IN MAGNETIC RESONANCE CHAPTER 5. THE COMMON USING PULSE SEQUENCES CHAPTER 6. PROCESSING THE SIGNAL IMAGING AND IMAGE’S SPECIFIC Chapter 1 is an essential material, handles with introduction overview about magnetic resonance such as :historical of magnetic resonance, development and future of magnetic resonance machine Chapter 2 mentions specialized aspects of great value for anyone with his actual interest in MRI. The knowledge of structure of magnetic resonance machine. The hardware such as magnet, RF coil, gradient….and some conception basic mathematics.which use in magnetic resonance machine were introduced here Chapter 3 present some conception imaging magnetic resonance, some matter about nucleus, nucleus’s spin and some related consequence Chapter 4 focus of principles imaging, phase encoding, frequency encoding and explain conceptions about reverse time : T1, T2, TE, TR Chapter 5 also the focus of the thesis includes basic principles, advantages, disadvantages and applications of pulse sequences and methods of imaging, especially the approach of Echo Planar Imaging (EPI) – the fastest and most flexible method of imaging so far. Chapter 6. focus of cover and reconstruction image, image’s components: solution, costraction….also problems about artifact With its content, I hope that my thesis would be an useful reference for every reader. MỤC LỤC DANH SÁCH CÁC HÌNH VẼ Hình 2.1. Vùng tín hiệu số và tương tự trong tạo ảnh MRI…………………….…... ....22 Hình 2.2a. Hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ……………………………………….. ….23 Hình 2.2b. Sơ đồ hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ nói chung…………………….........23 Hình 2.3. Cấu trúc một nam châm vĩnh cửu………………………………………... …..26 Hình 2.4. Phương pháp làm mát cuộn nam châm điện trở……………………………......27 Hình 2.5. Cấu trúc cuộn nam châm siêu dẫn………………………………………. ….27 Hình 2.6. Ví dụ về một khối nam châm siêu dẫn………………………………….......28 Hình 2.7. Mô hình chi tiết khối nam châm siêu dẫn…………………………………..29 Hình 2.8.Cuộn gradient theo trục Z…………………………………………………...30 Hình 2.9.Cuộn gradient theo trục X……………………………………………….. ….31 Hình 2.10.Cuộn gradient theo trục Y……………………………………………….....31 Hình 2.11. Cuộn gradient Z sử dụng cuộn uốn không gian…………………………...32 Hình 2.12.Cuộn gradient ngang( X và Y)…………………………………………. ….32 Hình 2.13. Hướng của cuộn RF trong trường tĩnh………………………………… ….33 Hình 2.14. Buồng cộng hưởng hình lồng chim……………………………………......35 Hình 2.15. Cuộn tạo ảnh dạng khối -TR…………………………………………... …36 Hình 2.16. Dạng phẳng –R………………………………………………………….....36 Hình 2.17. Dạng phẳng –TR……………………………………………………….. …36 Hình 2.18. Detector tích……………………………………………………………….37 Hình 2.19. Cấu trúc của detector…………………………………………………... ….37 Hình 2.20. Phantom phân tích D= 24cm…………………………………………... ….38 Hình 2.21. Mặt cắt qua phantom . ………………………………………………… ….38 Hình 2.22. Biến đổi hệ thống tọa độ….……………………………………………….41 Hình 2.23. Chuyển đổi tín hiệu từ miền thời gian sang miền tần số………………. ….42 Hình 2.24. Biến đổi Fuorier với đầu vào gồm 2 phần thực và ảo…………………. ….43 Hình 2.25. Biến đổi Fuorier áp dụng định lý cuốn với hàm Lorentrian…………….....48 Hình 3.1. Một lớp cắt với chiều dày thk…………………………………………… …49 Hình 3.2. Một đơn vị thể tích của lớp cắt…………………………………………………...49 Hình 3.3. Bức xạ trường điện từ…………………………………………………… ….49 Hình 3.4. Cấu trúc một mô ……………………………………………………………50 Hình 3.5. Một tế bào…………………………………………………………… ……...50 Hình 3.6. Mô hình nam châm đối với spin của hạt nhân…………………………........52 Hình 3.7. Lược đồ mức năng lượng của một proton sau tương tác Zeeman………. ….55 Hình 3.8 Sự chênh lệch mức năng lượng giữa 2 trạng thái…………………………...57 Hình 3.9. Mô hình gói spin………………………………………………………… .…60 Hình 4.1. Gradient từ trường……………………………………………………….. ….63 Hình 4.2. Điểm đồng tâm của gradient từ trường …………………………………......63 Hình 4.3. Một vật thể hình trụ được đặt dọc theo trục z, trong một gradient trường tăng tuyến tính với sự tăng lên của z………………………………………………. ………..64 Hình 4.4. Ảnh hưởng của một xung 900, trên các spin cộng hưởng và cận cộng hưởng .........65 Hình 4.5. Chuỗi xung sử dụng để lựa chọn lát cắt…………………………………......66 Hình 4.6: Biến đổi Fuorier sử dụng định lý cuốn…………………………...................66 Hình 4.7. Moment từ spin…………………………………………………………......67 Hình 4.8. Sự sắp xếp của các moment từ………………………………………….…...67 Hình 4.9: Sự sắp xếp của proton trong từ trường………………………………….…..68 Hình 4.10. Gradient mã hóa pha…………………………………………………….....70 Hình 4.11. Mã hóa tần số trong chuỗi tín hiệu dội spin…………………………….….71 Hình 4.12. Từ trường tạo ra bởi cuộn dây đưa vào theo trục …………………….........72 Hình 4.13. Đồ thị biểu thị sự suy giảm của M0…………………………………….. ….74 Hình 4.14. Độ từ hóa ở trạng thái cân bằng. (M0)…………………………………. ….74 Hình 4.15. Sự chuyển động của vecto từ hóa khi được lật xuống mặt phẳng ngang……………………………………………..…………………………... …….….75 Hình 4.16. Ảnh hưởng của số lượng phân tử đến n………………………………... …76 Hình 4.17. Các yếu tố ảnh hưởng tới tần số Larmor……………………………….. ….76 Hình 4.18. Sự suy giảm của thành phần từ hóa ngang………………………………....77 Hình 4.19. Đồ thị tương phản giữa hai mô với thời gian TR và TE………………... …79 Hình 4.20. Các loại ảnh trọng lượng với TR và TE khác nhau……………………. ….81 Hình 5.1. Tín hiệu FID và biến đổi Fourier của nó………………………………... ….82 Hình 5.2. Tác động của xung 900 và FID thu được……………………………………83 Hình 5.3. Chuỗi xung Spin echo và tín hiệu FID thu được………………………........83 Hình 5.4. Chuỗi xung Spin Echo………………………………………………….... …84 Hình 5.5. Chuỗi xung phục hồi nghịch đảo…………………………………….…... …86 Hình 5.6. Mối liên hệ chung giữa các chế độ tạo ảnh………………………….……....86 Hình 5.7. Gradient lựa chọn lớp cắt……………………………………………….…...89 Hình 5.8. Sự thay đổi hướng của các spin khi tác động các gradient..……………...........89 Hình 5.9. Thành phần từ hóa tổng M a) Góc lật bằng 90 độ b) Góc lật nhỏ hơn 90 độ..……………………………….…….91 Hình 5.10. Chuỗi xung gradient echo…………………………………………….……91 Hình 5.11.Chuỗi xung phục hồi nghịch đảo……………………………………….…..94 Hình 5.12. Biên độ tín hiệu theo thời gian………………………………………… ….95 Hình 5.13. Đồ thị thời gian trong phương pháp STIR………………………….….......96 Hình 5.14. Đồ thị thời gian trong phương pháp FLAIR…………….. …………….…..97 Hình 5.15. Quá trình tạo ra tín hiệu dội.…………………………………………. …....99 Hình 5.16. Lược đồ xung cho kỹ thuật tạo ảnh Fourie………………………….… …100 Hình 5.17. Lấy mẫu không gian k trong tạo ảnh Fourie……………………….. ...…..101 Hình 5.18. Tạo ảnh theo phương pháp biến đổi Fourie 2 chiều………………….. ….102 Hình 5.19. Lược đồ xung cho kỹ thuật làm lệch spin…………………………….. ….103 Hình 5.20. Quá trình chuyển động của vecto từ hóa trong hệ tọa độ khung quay, dưới một gradient dội (giả thiết là không có sự thư giãn T2)…………….. ………………..104 Hình 5.21. Lược đồ xung cho tạo ảnh EPI……………………………………….. …..105 Hình 6.1. Độ phân giải và kích thước của các pixel……………………………… ….108 Hình 6.2. Tạo ảnh mã hóa dòng chảy (a) Các spin được làm lệch pha bởi gradient đưa vào theo hướng x; (b) Sau một khoảng thời gian d gradient được đưa vào theo hướng đối diện; (c) Các spin đang đứng yên sẽ được tái pha hoàn toàn, còn các spin di chuyển dọc theo trục x trong thời gian d sẽ bị dịch pha đi 1 khoảng………….. ……..111 Hình 6.3. Các bước loại bỏ Artifact quấn quanh…………………………………. ….116 DANH SÁCH CÁC BẢNG BIỂU Bảng 1.1: So sánh các phương pháp tạo ảnh chức năng………………………….........17 Bảng 1.2 Lược đồ phát triển của kỹ thuật MRI………………………………….........18 Bảng 2.1: Giá thành các phụ liệu trong nam châm điện siêu dẫn…………...………...28 Bảng 3.1: Các số spin lượng tử của một số hạt nhân nguyên tử…………………........51 Bảng 3.2: Spin và hệ số hồi chuyển từ đối với một số nguyên tố……………………..52 Bảng 3.3: Hàm lượng tự nhiên của một số nguyên tố……………………………........59 Bảng 3.4: Hàm lượng sinh học………………………………………………………...59 Bảng 4.1: Giá trị T1 và T2 với các loại mô khác nhau………………………………..78 Bảng 5.1: Phân chia các gradient lựa chọn lớp cắt, mã hoá pha và tần số theo các trục và mặt phẳng toạ độ……………………………………………………………..………..88 Bảng 6.1: Thành phần nước thay đổi ở các mô khác nhau……………………...........110 DANH SÁCH CÁC TỪ VIẾT TẮT Từ viết tắt Tên đầy đủ MRI Magnetic Resonance Imaging MRS Magnetic Resonance Spectroscopy NMR Nuclear Magnetic Resonance NMRI Nuclear Magnetic Resonance Imaging MRA Magnetic Resonance Angiography CT Computed Tomography EPI Echo Planar Imaging FOV Field Of View FT Fourier transfom DFT Discrete Fourier Transform IFT Inverse Fourier transform RF Radio frequency SPECT Single Photon Emission Computed Tomography PET Positron Emission Tomography EEG ElectroEncephalography FLAIR Fluid-attenuated inversion recovery FID Free Induction Decay TE Time Echo TR Time Repeatation TI Time Inversion f.o.n.a.r field focused nuclear magnetic resonance STIR short T1 inversion recovery FLASH Fast Low - Angle SHort Imaging GE Gradient echo SE Spin Echo IR Inversion Recovery SNR Signal to Noise Ratio RF Radio Frequency MỞ ĐẦU Thế giới loài người ngày càng phát triển thì càng sáng tạo và phát minh ra nhiều công nghệ, kỹ thuật mới nhằm mục đích phục vụ cho đời sống của con người. Nhưng sự phát triển nhanh cũng đã gây ra nhiều vấn đề khá nghiêm trọng về môi trường dân sinh của con người, và từ đó gây ra cho con người nhiều căn bệnh hiểm nghèo, trong đó đặc biệt là bệnh ung thư, khó khăn cho chẩn đoán cũng như chữa trị nhất là các khối u nằm ở não. Vì vậy, trong thực tế bên cạnh đội ngũ các Y, bác sĩ giỏi, lành nghề không thể thiếu các trang thiết bị y tế, đặc biệt là các thiết bị chẩn đoán. Cùng với bước phát triển của khoa học kĩ thuật hiện đại, các thiết bị chuẩn đoán hình ảnh cũng càng trở nên hiện đại, mang tính chính xác cao. "Máy cộng hưởng từ" là một thiết bị chẩn đoán hình ảnh tiên tiến, cho các kết quả chẩn đoán tốt nhất hiện nay, nhất là đối với các mô mềm. Hạt nhân của một nguyên tử nằm trong một từ trường mạnh sẽ quay với một tần số phụ thuộc vào cường độ của từ trường. Năng lượng của chúng có thể tăng nếu chúng hấp thu các sóng radio có cùng tần số, do đó mới gọi là cộng hưởng (resonance). Khi hạt nhân nguyên tử quay trở về mức độ năng lượng ban đầu thì sóng radio sẽ được phát ra và có thể ghi nhận được chúng (chụp hình). Ðối với hạt nhân của mỗi loại nguyên tử có lẻ số proton và/hay neutron thì có một hằng số toán học xác định được bước sóng theo cường độ của từ trường. Nếu tạo ra gradient trong từ trường thì có thể làm hiện hình 2 chiều những cấu trúc mà các kỹ thuật khác không thấy được. MRI hơn hẳn các loại chụp hình khác đã có (như chụp X quang, chụp cắt lớp CT) vì cho đến nay người ta chưa phát hiện thấy nó có hại như tia X. Tuy nhiên, cũng khó áp dụng kỹ thuật này đối với một số bệnh nhân mang trong người những mảnh kim loại sinh từ hay máy tạo nhịp tim, hoặc người không thể nằm lâu trong lồng kín chật hẹp. Bên cạnh việc tạo ảnh cắt lớp các mô mềm cho độ phân giải cao, thuận lợi cho việc chẩn đoán, kỹ thuật cộng hưởng từ nói chung và máy cộng hưởng từ nói riêng còn được sử dụng vào các nghiên cứu về hoạt động các chức năng của cơ thể trên vỏ não, nhằm tìm ra các nguyên nhân dẫn tới các hành động của con người, cũng như tìm ra các phương hướng chữa trị cho các bệnh lý về thần kinh như : Parkinson, hay Alzamer.. Hai nhà bác học Paul C. Lauterbur và Peter Mansfield đã có đóng góp quan trọng cho sự phát triển của y học phục vụ người bệnh. Phát minh ứng dụng của các ông đã không ngừng mở rộng. Chỉ sau 10 năm, trên toàn thế giới có khoảng 22.000 máy chụp hình cộng hưởng từ (MRI) và 60 triệu xét nghiệm đã được làm. Tại Việt Nam cũng đã có vài máy chụp cộng hưởng từ và đã thu được một số kinh nghiệm về lĩnh vực này. Chương 1 GIỚI THIỆU CHUNG VỀ MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ 1.1.Lịch sử ra đời và quá trình phát triển của máy cộng hưởng từ MRI magnetic resonance imaging : tạo ảnh cộng hưởng từ là kỹ thuật tạo ảnh được sử dụng thường xuyên trong y tế, tạo ra ảnh có chất lượng cao trên cơ thể người (đặc biệt hữu dụng trong tạo ảnh mô mềm, cho hình ảnh có độ tương phản cao). MRI thay thế và đôi khi còn vượt trội hơn so với chụp cắt lớp điện toán (CT ). Sau đây là bảng so sánh giữa MRI và một vài phương pháp tạo ảnh chức năng thông dụng khác Bảng 1.1: So sánh các phương pháp tạo ảnh chức năng Kỹ thuật Độ phân giải Thế mạnh Hạn chế SPECT 10 mm - Có thể sử dụng - Giá thành thấp - Có xâm lấn - Độ phân giải bị giới hạn PET 5 mm - Rất nhạy - Độ phân giải tốt - Nghiên cứu được chuyển hóa - Có xâm lấn - Rất đắt tiền EEG - - Giá thành rất thấp - Giám sát khi hoạt động và cả khi ngủ - Không phải là một kỹ thuật tạo ảnh MEG 5 mm - Độ phân giải thời gian cao - Rất đắt tiền - Độ phân giải bị giới hạn đối với các cấu trúc sâu FMRI 3 mm - Cho độ phân giải rất tốt - Không xâm lấn - Đắt tiền - Giới hạn trong một số các nghiên cứu. MRS thấp - Không xâm lấn - Nghiên cứu các chuyển hóa - Đắt tiền - Độ phân giải thấp MRI có cải tiến đặc biệt trong việc không sử dụng các bức xạ ion hóa, có độ phân giải ảnh mô mềm cao và có sự phân biệt giữa các mặt phẳng tạo ảnh. MRI dựa trên nguyên lý cơ bản là sự cộng hưởng từ hạt nhân ( Nuclear Magnetic Resonance – NMR ), kĩ thuật tạo phổ được sử dụng để tạo ra các trạng thái lý hóa của phân tử, được các nhà khoa học sử dụng nhằm thu được các thông tin về thế giới vật chất vi mô của các phân tử. MRI cũng sử dụng kĩ thuật ảnh cắt lớp, tạo ra ảnh của các tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân trong các lớp cắt mỏng qua cơ thể bệnh nhân. Ảnh cộng hưởng từ dựa trên sự hấp thụ và bức xạ năng lượng trong băng tần sóng vô tuyến Lịch sử phát triển của kĩ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ được thống kê trong bảng sau ( bảng 1.2 ) Bảng 1.2: Lược đồ phát triển của kỹ thuật MRI 1946 MR phenomenon – Bloch & Purcell 1952 Nobel Prize – Bloch & Purcell 1950 NMR được phát triển như một công cụ phân tích 1960 1970 1972 Computerized Tomography 1973 Backprojection MRI – Lauterbur 1975 Fourier Imaging – Ernst 1977 Echo-planar imaging – Mansfield 1980 FT MRI demonstrated – Edelstein 1986 Gradient Echo Imaging NMR Microscope 1987 MR Angiography – Dumoulin 1991 Nobel Prize – Ernst 1992 Functional MRI 1994 Hyperpolarized 129Xe Imaging 2003 Nobel Prize – Lauterbur & Mansfield Isidor Rabi, một nhà vật lý người Mĩ đã tiến hành các thí nghiệm về cộng hưởng từ hạt nhân cuối những năm 1930. Đến năm 1944, ông được nhận giải Nobel về các thành công trong việc tìm ra phương thức cộng hưởng từ của chùm nguyên tử và phân tử Thành công đầu tiên về các thí nghiệm tạo ảnh cộng hưởng từ vào năm 1946 tại Mĩ do 2 nhà khoa học nghiên cứu độc lập. Felix Bloch tại đại học Stanford và Edward Purcell tại đại học Harvard đã tìm ra khi hạt nhân chiếm chỗ trong trường điện từ, chúng sẽ hấp thụ năng lượng trong dải tần số vô tuyến của phổ điện từ, và sẽ tái bức xạ năng lượng này khi chuyển về trạng thái ban đầu. Hai ông được nhận giải Nobel năm 1952 Cường độ từ trường và tần số phù hợp cũng nhanh chóng được tìm ra bởi ngài Joseph Larmor 1950-1970 MRI được phát triển sử dụng trong phân tích tính chất vật lý và hóa học của phân tử Năm 1971, Raymond Damadian đã chỉ ra rằng các thời gian hồi phục từ hạt nhân của các mô bình thường với các khối u là khác nhau, điều này đã thúc đẩy các nhà khoa học nghiên cứu hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân để phát hiện bệnh tật. 1973 trên cơ sở của chùm tia X, Hounsfielt giới thiệu máy cắt lớp điện toán (CT). Nhưng do chi phí để tạo ảnh của máy CT là rất cao nên các nhà khoa học thực nghiệm bắt đầu quan tâm đến cộng hưởng từ vì mục đích chữa bệnh. Paul Lauterhar đã thí nghiệm tạo ảnh cộng hưởng từ đầu tiên trong một ống thử thí nghiệm nhỏ. Ông sử dụng kỹ thuật Backprojection(chiếu lại qua tái dựng) tương tự như kỹ thuật tái dựng hình ảnh được sử dụng trong kỹ thuật CT (cắt lớp vi tính) 1975 Richard Ernst đưa ra ảnh cộng hưởng từ sử dụng mã hóa pha và tần số áp dụng biến đổi Fuorier. Đây chính là kĩ thuật cơ bản trong tạo ảnh cộng hưởng từ ngày nay 1977 Raymond Damadian thí nghiệm tạo ảnh cộng hưởng từ mới gọi là cộng hưởng từ hạt nhân trường tập trung, cùng năm đó, Perter Mansfield phát triển kĩ thuật kỹ thuật tạo ảnh dội lại hai chiều EPI (echo-planar imaging). Kĩ thuật này phát triển nhanh trong các năm tiếp theo để tạo ra các ảnh có tỉ lệ video (30 ms/ảnh ) Năm 1980 Edelstein và các đồng nghiệp chứng minh ảnh của cơ thể sử dụng kĩ thuật Ernst có thể tạo ảnh đơn trong thời gian 5 phút 1986 thời gian tạo ảnh giảm xuống còn 5s mà không làm ảnh hưởng đến chất lượng ảnh và độ phân giải ảnh đã là 10 γs/1cm mẫu thử 1987 EPI được sử dụng trong tạo ảnh thời gian thực. Cùng năm Charles Dumoielin đã hoàn thành kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ mạch máu MRA (Magnetic Resonance Angiography) cho phép tạo ảnh dòng máu mà không cần dùng chất phản quang 1991 Richard Ernst nhận giải Nobel hóa học vì đã sử dụng thành công phép biến đổi Fuorier xung trong cộng hưởng từ hạt nhân và tạo ảnh cộng hưởng từ 1992 tạo ảnh cộng hưởng từ chức năng được phát triển, kĩ thuật cho phép tạo bản đồ các vùng chức năng ở các bộ phận khác nhau của não. Sự phát triển này của cộng hưởng từ đã tạo ra ứng dụng mới của kĩ thuật EPI trong tạo ảnh các vùng của não với các thao tác điều khiển tự động 1994 Nghiên cứu tại đại học bang New York tại Stony Brook và đại học Princeton chứng minh vai trò của khí 129 Xe khi tạo ảnh trong quá trình hô hấp 2003 có khoảng 10000 máy cộng hưởng từ trên toàn thế giới và xấp xỉ 75 triệu ảnh cộng hưởng từ/ năm được thực hiện 1.2. Ứng dụng của máy cộng hưởng từ MRI có giá trị rất lớn trong thăm dò não và cột sống. Các rối loạn trong não thường kéo theo thay đổi lượng nước trong mô. Chỉ cần có thay đổi khoảng 1% lượng nước là có thể phản ánh rất rõ trên MRI như xuất huyết não, viêm não, khối u trong não. Ðặc biệt trong bệnh xơ cứng rải rác (multiple sclerosis) có viêm não và tủy sống thì MRI dễ dàng phát hiện nơi nào bị viêm, nặng nhẹ ra sao và tác dụng điều trị đến đâu. Rõ ràng MRI ưu việt hơn hẳn các phương pháp cũ trong chẩn đoán và theo dõi điều trị bệnh. Trong chứng đau thắt lưng dưới, MRI cho phép phân biệt được đau tại cơ, hay do tủy sống hay thần kinh bị chèn ép. Nếu là do đĩa đệm thì có hướng để điều trị bằng phẫu thuật. MRI cũng là một phương tiện trợ giúp cho việc chuẩn bị và tiến hành phẫu thuật vì nó cho hình ảnh ba chiều của tổn thương nhờ đó phẫu thuật viên có thể biết rõ vị trí của tổn thương và tìm ra phương pháp tiếp cận thuận lợi nhất. Trong vi phẫu thuật não chữa chứng Parkinson, MRI cho hình ảnh đủ rõ để phẫu thuật viên có thể đặt điện cực một cách chính xác vào các nhân não. Trong chẩn đoán ung thư, MRI cho thấy rõ số lượng và giới hạn rõ ràng của từng khối u, phần mô bị xâm lấn hay các hạch khi có di căn cho phép bác sỹ quyết định phương pháp điều trị bằng tia xạ hay phẫu thuật và theo dõi kết quả các biện pháp điều trị ung thư khác nhau. Cuối cùng, MRI còn thay thế được một số thủ thuật thăm dò xâm nhập. Ví dụ: để khảo sát ống dẫn mật và ống tuyến tụy người ta thường dùng ống nội soi để bơm chất cản quang. Ngày nay dùng MRI có thể biết ngay tình trạng của các ống mà không cần can thiệp làm đau đớn bệnh nhân. Ðối với bệnh tại khớp cũng vậy, MRI cho phép khảo sát kỹ lưỡng tình trạng của sụn và dây chằng mà không phải sinh thiết hay dùng những thủ thuật có nguy cơ gây bội nhiễm. 1.3. Tương lai phát triển của máy cộng hưởng từ Nếu so sánh với lịch sử 100 năm ra đời và phát triển của tia X, thì máy cộng hưởng từ mới được ứng dụng thực nghiệm rộng rãi trong khoảng 20 năm trở lại đây nên trong tương lai máy cộng hưởng từ chắc chắn sẽ còn tiếp tục phát triển nhằm hoàn thiện kĩ thuật tạo ảnh này Một trong những cải tiến đáng kể cần được nhắc tới đó là sự tối ưu hóa kích thước của bộ phận quét. Một bộ quét siêu nhỏ để tạo ảnh các bộ phận đặc biệt của cơ thể đang được nghiên cứu phát triển và sẽ sớm được ứng dụng, bộ quét này sẽ đặt trực tiếp vào cánh tay, chân, đầu gối hoặc bất cứ bộ phận cần tạo ảnh nào. Một mảng lĩnh vực khác khá rộng là lập bản đồ các vùng chức năng của não đem lại các hiểu biết rõ hơn về hoạt động của bộ não trên nguyên lí quét qua bộ não khi bệnh nhân đang thực hiện chính xác một tác vụ vật lí nào đó (như đang nhìn một dạng bức tranh đặc biệt ). Các nhà nghiên cứu cũng sẽ tập trung vào chụp ảnh các bộ phận động của cơ thể như tạo ảnh phổi sử dụng khí 3He siêu phân cực, chụp ảnh động mạch và tĩnh mạch Chương 2 CẤU TRÚC CỦA MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ VÀ MỘT SỐ KHÁI NIỆM TOÁN HỌC CƠ BẢN 2.1.CẤU TRÚC CỦA MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ 2.1.1 HỆ THỐNG PHẦN CỨNG TRONG MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ. 2.1.1.1 Hệ thống thu nhận và tái tạo ảnh. Để tạo được ảnh MR hoàn chỉnh yêu cầu hai đường lưu lượng thông tin giữa khu vực tương tự và số (hình 2.1). Nam châm, gradient, cuộn RF, và nguồn điện của gradient và RF hoạt động trong vùng tương tự. Hình 2.1: Vùng tín hiệu số và tương tự trong tạo ảnh MRI Nam châm để tạo ra từ trường mạnh đồng nhất cần thiết cho quá trình tạo ảnh cộng hưởng từ. Khối gradient tạo ra các tín hiệu gradient khác nhau xảy ra theo một thứ tự đặc biệt trong chu kỳ tạo ảnh. Trong mỗi chu kỳ thu nhận các gradient khác nhau sẽ được bật tắt tại các thời điểm cụ thể. Các gradient được đồng bộ với các sự kiện khác nhau như phát các xung RF và thu nhận tín hiệu RF. Khối RF bao gồm hai chức năng thu và phát tín hiệu (có thể là hai cuộn dây riêng rẽ, hoặc sử dụng một cuộn dây vừa thu vừa phát). Xung kích thích được phát ra nhằm kích thích các proton lệch khỏi trạng thái cân bằng và phát tín hiệu RF khi hồi phục. Hình 2..2a: Hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ Hình 2.2b: Sơ đồ hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ nói chung Vùng số là trung tâm trong máy tính (hình 2.2a) thông thường nó được sử dụng để cung cấp thông tin điều khiển (thời gian và biên độ tín hiệu) đến các bộ khuếch đại gradient và RF, xử lý khoảng thời gian dữ liệu tín hiệu MRI quy hồi từ máy thu đến thiết bị hiển thị và lưu trữ. Ngoài ra máy tính còn cung cấp các hàm điều khiển khác nhau. 2.1.1.2. Nam châm Trung tâm của hệ thống tạo ảnh là một nam châm tạo ra từ trường. Cơ thể bệnh nhân được đặt trong từ trường trong quá trình tạo ảnh. Từ trường tạo ra hai hiệu ứng dùng để tạo ảnh là sự nhiễm từ mô và cộng hưởng mô. Cường độ từ trường là một nhân tố quan trọng quyết định đến chất lượng ảnh . Một từ trường lớn sẽ làm tăng tỉ lệ tín hiệu / nhiễu, cho độ phân giải cao hơn và tốc độ quét nhanh hơn, tuy nhiên, cường độ từ trường tăng đòi hỏi nam châm có cấu tạo đặc biệt hơn, giá thành cao hơn và chi phí bảo quản cũng lớn hơn Nam châm tạo từ trường chính phải được chế tạo với cường độ lớn và có tính đồng nhất cao, từ trường tĩnh bao phủ toàn bộ vùng để chụp ảnh. Để sử dụng cho mục đích tạo ảnh, từ trường phải vô cùng đồng đều trong không gian và không đổi theo thời gian. Trong thực tế sử dụng, sự thay đổi không gian của trường chính trong máy chụp cắt lớp phải bé hơn từ 1 dến 10 phần triệu (ppm) của một vùng có đường kính độ chừng 40cm. Để đạt được tính đồng nhất ở mức độ cao, phải chú ý trong khâu thiết kế nam châm và dung sai trong quá trình chế tạo. Độ lệch về cường độ trường theo thời gian thường yêu cầu nhỏ hơn 0.1 ppm/h. Có hai đơn vị cường độ từ trường được sử dụng thông dụng là Gauss (G) và Tesla (T) (1T = 10.000G). Từ trường tĩnh của máy MRI hiện đại thường có cường độ từ trường nằm trong phạm vi từ 0.5 đến 1.5 T. Tỷ số tín hiệu trên tạp âm (SNR) là tỷ số của điện áp tín hiệu NMR trên điện áp tạp âm. Tỷ số này tăng lên trong cơ thể bệnh nhân và trong các thành phần của hệ thống thu tín hiệu. SNR là một trong những thông số then chốt xác định khả năng thực hiện của máy cộng hưởng từ. Giá trị SNR tăng tuyến tính theo cường độ trường. Khi cường độ trường được tăng lên thì tỷ số SNR được cải thiện. Đó là nguyên nhân chính để chế tạo các nam châm có từ tính cao cho hệ thống MRI. Nam châm tạo ảnh là thành phần đắt nhất và quan trọng nhất của máy cộng hưởng từ và nam châm là phần bao quanh bộ phận quét. Từ trường có thể được tạo ra bằng việc sử dụng các dòng điện hoặc các nam châm vĩnh cửu. Trong cả hai trường hợp, tại những điểm càng xa nguồn thì cường độ trường càng giảm xuống nhanh chóng, và do vậy không tạo ra từ trường đồng đều. Để khắc phục điều này, cần thiết phải thêm hoặc bớt nam châm xung quanh bệnh nhân để có từ trường đồng nhất. Bên cạnh độ lớn từ trường mà nam châm tạo ra một điều quan trọng không kém đó là độ chính xác của nó. Lực từ tại tâm của điểm tâm của nam châm cần phải đạt tới độ hoàn hảo và phải đồng nhất. Sự thăng giáng (sự không đồng nhất của cường độ từ trường ) trong vùng quét phải nhỏ hơn 3 phần triệu ( 3 ppm ). Có ba loại nam châm chính đã được sử dụng trong các máy cộng hưởng từ: 1. Nam châm siêu dẫn 2. Nam châm vĩnh cửu 3. Nam châm điện + Nam châm vĩnh cửu (Hình 2.3): dạng nam châm cổ điển này tạo từ vật liệu sắt từ ( vd thép ), được sử dụng để cung cấp một từ trường tĩnh. Với nam châm vĩnh cửu, bệnh nhân được đặt trong khoảng giữa hai cực cố định của nam châm. Các nam châm điện có cấu hình tương tự, nhưng bề mặt cực được chế tạo bởi các vật liệu từ dẻo, là chất chỉ bị từ hóa khi có dòng điện bao quanh chúng. Các nam châm điện không cố định sử dụng một nguồn điện bên ngoài. Với cả hai loại nam châm đó, vùng từ được khép kín bởi các kẹp sắt mềm nối giữa hai điện cực. Khe hở giữa cặp bề mặt cực phải đủ lớn để chứa bệnh nhân cũng như các cuộn gradient và các cuộn RF. Thể tích nam châm cực lớn, trọng lượng có thể đạt tới 100 tấn, chỉ cần cài đặt một lần duy nhất và đòi hỏi ít giá trị bảo quản. Nam châm vĩnh cửu chỉ có thể tạo ra một từ trường có độ lớn hữu hạn và không cần cung cấp nguồn và hệ thống làm lạnh (thường < 0,4 T), độ ổn định cũng như độ chính xác hữu hạn. Thay đổi nhiệt độ là nguyên nhân dẫn tới thay đổi từ trường theo thời gian. Nếu bề mặt cực được chế tạo từ một vật liệu dẫn điện, các dòng xoáy cảm ứng tr._.ong bề mặt điện cực có thể hạn chế hiệu suất Hình 2.3: Cấu trúc một nam châm vĩnh cửu + Nam châm điện trở kháng : Máy cộng hưởng từ có thể sử dụng các nam châm điện là các nam châm có từ 4 đến 6 cuộn dây lớn bọc đồng hoặc dây nhôm. Những cuộn dây này hoạt động rất mạnh do nguồn cung cấp một chiều có công suất lớn (40 đến 100KW), một solenoid được cuốn lại từ dây đồng là xoay chiều với nam châm vĩnh cửu. Nam châm này có giá thành thấp, nhưng cường độ từ trường vẫn hữu hạn và rất kém ổn định. Trở kháng của những cuộn dây này sẽ làm cho vật liệu nóng lên, do đó cần phải sử dụng dòng nước lạnh qua cuộn dây để ngăn chặn quá nhiệt. Sự tỏa nhiệt tăng nhanh theo cường độ trường, do đó không thể sử dụng một nam châm điện trở có cường độ từ trường từ 0.15 đến 0.3T cho tạo ảnh cộng hưởng từ. Hiện nay, các nam châm điện trở, ít khi được sử dụng, trừ những ứng dụng chỉ cần cường độ trường rất thấp (0.02 đến 0.06 T). Nam châm điện đòi hỏi một năng lượng điện đáng kể khi hoạt động vì vậy sẽ làm tăng giá thành. Trong thực tế, dung sai chế tạo và trạng thái không ổn định của từ trường có nguyên nhân từ từ trường bên ngoài, ví như lưới thép trong hệ thống quấn quanh nam châm, làm tăng thêm tính không đồng nhất của từ trường trong vùng tạo ảnh. Giảm tính không đồng đều bằng cách sử dụng các từ trường đệm. Một phương pháp đạt được là phương pháp đệm chủ động (active shimming) tức sử dụng thêm các cuộn dây (các cuộn dây điện trở, các cuộn dây siêu dẫn, hoặc một số loại khác). Khi nam châm được lắp đặt, từ trường sẽ được xác định chính xác để chèn các cuộn dây và dòng điện trong các cuộn dây chèn là được điều chỉnh để xóa bỏ hoàn toàn những số hạng trong khai triển hàm điều hòa tới các số hạng có bậc cao hơn. Phương pháp khác là đệm bị động (passive shimming), tận dụng các nam châm vĩnh cửu nhỏ đặt tại các vị trí thích hợp dọc theo bên trong vách của lõi nam châm để xóa bỏ hoàn toàn hết các lỗi từ trường. Thiết kế này đã trở lên lạc hậu Hình 2.4: Phương pháp làm mát cuộn nam châm điện trở. + Nam châm điện siêu dẫn : Trong máy cộng hưởng từ hiện nay phần lớn sử dụng nam châm siêu dẫn là nam châm có từ trường rất mạnh. Một nam châm siêu dẫn là một nam châm điện tạo bởi cuộn dây có tính siêu dẫn. Cuộn dây này có điện trở xấp xỉ bằng 0 khi đặt nó trong He lỏng và đưa nhiệt độ tới 0o tuyệt đối (-273,15 o C hoặc 0 K ). Một dòng điện chảy trong lõi cuộn dây và dòng điện này sẽ còn tồn tại nếu nhiệt độ của He lỏng được duy trì ( có một vài tổn thất có thể xảy ra do trở kháng ban đầu của lõi cuộn dây, những tổn thất này là khoảng vài phần triệu / năm ) Hình 2.5:Cấu trúc cuộn nam châm siêu dẫn Độ dài điển hình của một cuộn dây siêu dẫn trong nam châm là khoảng vài mét. Lõi cuộn dây được giữ ở nhiệt độ 4,2 K bằng cách nhúng trong He lỏng. Lõi cuộn dây và He lỏng chứa trong 1 dewar lớn. Thể tích điển hình của He lỏng trong một nam châm cộng hưởng từ là khoảng 1700 l. Trong các thiết kế trước kia, dewar này được bao quanh bởi Nitrogen lỏng (nhiệt độ 77,4 K). Dewar hoạt động như một tầng đệm nhiệt giữa nhiệt độ phòng (293 K) và He lỏng. Trong các thiết kế nam châm về sau, vùng Nitrogen lỏng được thay thế bằng quạt làm mát. Thiết kế này đã loại bỏ sự cần thiết phải thêm Nitrogen lỏng vào nam châm. Một điều đang được chờ đợi là quạt làm mát cho He lỏng sẽ sớm được sử dụng Nhược điểm của kỹ thuật nam châm là làm lạnh cần được bổ sung và làm đầy thường xuyên. Giá thành của He lỏng trong toàn bộ nam châm có thể cao. Bảng2.1: Giá thành các phụ liệu trong nam châm điện siêu dẫn Giá ( USD/L ) 3,5 $ Thể tích He 1700 l Boiloff ( L/Hr ) ~ 0,03 Refil interval ( Năm ) ~4 Với thiết kế này có sự cải tiến đáng kể về cường độ từ trường. Điều này có nghĩa là một cuộn dây siêu dẫn rất nhỏ cũng có thể tải một dòng điện lớn mà không bị nóng. Nó có khả năng tạo ra một nam châm với rất nhiều vòng dây nhỏ cuộn lại và sau đó cho dòng điện lớn chạy qua để tạo từ trường mạnh. Hình 2.6 biểu diễn toàn khối nam châm siêu dẫn có cường độ từ trường là 1.5T, đường kính lõi là 1m. Bệnh nhân, các cuộn RF và gradient được định vị bên trong lõi. Hình 2.6: Ví dụ về một khối nam châm siêu dẫn Chất siêu dẫn là chất có giá trị điện trở bằng 0. Vào những năm 50, một lớp vật liệu dẫn mới được phát hiện ra là hợp kim của niobium và titanium và đã được sử dụng rất nhiều trong chế tạo nam châm siêu dẫn cho máy cộng hưởng từ. Tính siêu dẫn của vật liệu này tại nhiệt độ cao hơn nhiều các chất đã biết trước đây. Hình 2.7 minh họa hình vẽ của một khối nam châm siêu dẫn. Trong trường hợp này, 6 cuộn dây siêu dẫn được nối tiếp nhau thành một dãy và mang một dòng có cường độ lớn trên 200A để tạo ra từ trường 1.5T. Đường kính của các cuộn vào khoảng 1.3m, và chiều dài toàn bộ của cuộn dây là khoảng 65km. Toàn bộ chiều dài của cuộn dây phải không có lỗi nào, những lỗi nếu có sẽ làm gián đoạn đặc tính siêu dẫn của dây. Dòng trong cuộn dây chảy liên tục chừng nào mà nhiệt độ của cuộn dây còn duy trì dưới nhiệt độ siêu dẫn. Nhiệt độ này vào khoảng 10K với cuộn niobium - titanium. Những cuộn dây này được giữ với nhiệt độ thấp bằng cách đặt chúng trong hệ thống làm lạnh có hai vách ngăn (tương tự như là cái phích đựng nước) cho phép chúng ngập vào chất lỏng helium ở nhiệt độ 4.2K. Sự tăng nhiệt độ từ từ của chất lỏng Heli có nguyên nhân từ sự tản nhiệt bên trong hệ thống làm lạnh. Do đó nguồn helium phải được thay thế định kỳ. Nhiều nam châm bây giờ sử dụng những tủ làm lạnh để giảm bớt hoặc loại trừ yêu cầu làm đầy lại nguồn dự trữ dung dịch helium. Bởi khả năng đạt được từ trường rất mạnh và ổn định mà không cần tiêu thụ quá mức, nam châm siêu dẫn đã trở thành nguồn của từ trường chính cho máy cộng hưởng từ. Hình 2.7: Mô hình chi tiết khối nam châm siêu dẫn. 2.1.1.3. Cuộn Gradient Khi hệ thống MR trong trạng thái nghỉ không tạo ảnh, từ trường hoàn toàn đồng nhất trên vùng cơ thể người bệnh. Tuy nhiên trong quá trình tạo ảnh từ trường bị méo dạng với các gradient. Gradient chỉ là thay đổi trong cường độ từ trường từ điểm này so với điểm khác trên cơ thể người bệnh. Gradient được tạo ra bằng các cặp cuộn gradient gắn trong nam châm. Trong quá trình tạo ảnh chúng được bật tắt nhiều lần tạo ra nhiễm từ nam châm. Gradient trong từ trường cho phép ta xác định chính xác vị trí không gian của spin. Nó biểu thị sự thay đổi của từ trường theo vị trí Gradient được tạo ra từ 3 cuộn dây đặt vuông góc nhau, và được xác định trong 3 hướng X,Y,Z của bộ phận quét Hệ thống Gradient điển hình có khả năng tạo ra Gradient từ 20 mT/m đến 100 mT/m. Trong nam châm điện 1.5 T, khi Gradient trục Z mà cực đại được cung cấp thì cường độ từ trường có thể đạt tới 4.5 T tại điểm cuối của ống nam châm dài 1m và 1.55 T tại đầu còn lại. Gradient từ trường quyết định đến mặt phẳng tạo ảnh đối tượng bởi vì Gradient có thể được kết hợp một cách linh hoạt, bất cứ mặt phẳng nào cũng có thể được lựa chọn để tạo ảnh Cuộn Gradient tạo ra Gradient trong từ trường Bo. Tại nhiệt độ phòng, cấu trúc của cuộn dây sẽ tạo ra được Gradient từ trường mong muốn. Sau khi, nam châm siêu dẫn nằm ngang được sử dụng thường xuyên thì hệ thống cuộn Gradient được thiết kế cho loại nam châm này Giả thiết chuẩn cộng hưởng từ hợp nhất với hệ thống, một Gradient trong từ trường Bo theo hướng Z đạt được dưới dạng Antohelmholtz tại lõi. Dòng điện trong 2 lõi chảy theo 2 hướng đối diện nhau tạo ra Gradient từ trường giữa 2 cuộn dây. Cường độ tư trường B tại một cuộn sẽ cộng thêm từ trường Bo, trong khi từ trường B tại tâm của cuộn còn lại sẽ trừ đi từ trường Bo Hình 2.8: Cuộn gradient theo trục Z Gradient X và Y trong từ trường Bo được tạo ra bởi một cặp cuộn dây. Cuộn dây trục X tạo Gradient trong Bo theo hướng X bởi hướng của dòng điện chảy qua cuộn dây. Cuộn dây trục Y cung cấp 1 Gradient tương tự trong Bo theo trục Y Hình 2.9: Cuộn gradient theo trục X Hình 2.10: Cuộn gradient theo trục Y Ba trường gradient, mỗi trường tương ứng với mỗi hướng x,y và z của hệ thống tọa độ đề các, được sử dụng để mã hóa thông tin vị trí của tín hiệu MRI và cho phép tạo ảnh của những lát cắt mỏng. Hướng của trường tĩnh, dọc theo trục của hệ thống quét, quy ước là hướng z, và nó chỉ là một thành phần thuộc hệ trục tọa độ Đề-các của trường gradient theo hướng này và có ý nghĩa lớn để tạo ra cộng hưởng từ hạt nhân. Vì vậy, ba trường gradient có liên quan là: Bx = Gx.x, By = Gy.y và Bz = Gz.z. Sự quét của cộng hưởng từ được thực hiện bằng việc đưa hệ thống spin vào chuỗi xung gradient và các trường RF. Bởi vậy, cần thiết phải có 3 cuộn dây riêng biệt, mỗi cuộn cho mỗi trường gradient, với mỗi cuộn có một bộ cung cấp nguồn riêng và phụ thuộc vào sự điều khiển của máy tính. Cuộn dây gradient gồm một dây quấn quanh một lõi hình trụ và có thể bao quanh bệnh nhân, được đặt vào vị trí bên trong lõi của nam châm. Trường gradient (z) có thể được tạo nên bởi bộ các cuộn dây quấn quanh hình trụ cùng với hướng dòng điện ngược với hướng dòng của các cuộn dây trong các cuộn dây trong các mặt phẳng đối diện. Để giảm độ lệch trường gradient Bz tuyến tính, sử dụng cuộn uốn không gian có các hướng quay bị đảo ngược tại z = 0 và không gian giữa các vòng uốn giảm dần khi càng gần tới hai đầu của cuộn dây (hình 2.11). Để tạo ra gradient ngang (x và y) thì cần kiểu dòng phức tạp hơn (hình 2.12). Trong hình này trường gradient ngang tạo ra bởi các cuộn uốn sử dụng kiểu dòng bốn góc phần tư Hình 2.11: Cuộn gradient Z sử dụng cuộn uốn không gian Hình 2.12: Cuộn gradient ngang( X và Y) Tạo ảnh MR cần chuỗi thời gian nhanh, phụ thuộc vào các trường gradient (trên cả 3 trục). Ví như, công nghệ ảnh sai lệch spin sử dụng xung gradient lựa chọn lớp cắt để lựa chọn các spin trong một lát cắt mỏng (3 đến 10 mm), sau đó ứng dụng kết quả thu được và các gradient mã hóa pha trong hai phương trực giao để mã hóa thông tin không gian hai chiều thành tín hiệu NMR. Để đạt được điều này yêu cầu các dòng trong các cuộn gradient phải chuyển đổi nhanh bởi nguồn cung cấp dưới sự điều khiển của máy tính. Tốc độ chuyển đổi dòng là một trong những yếu tố quan trọng quyết định tới chất lượng ảnh. Trong các máy MRI đặc trưng, cuộn gradient có một trở kháng điện khoảng 1W và có độ cảm ứng là 1mH, và trường gradient có thể thay đổi từ 0 đến 10 mT/m (1G/cm) trong khoảng 0,5 ms. Dòng phải thay đổi từ 0 tới 100A trong khoảng này và điện áp tức thời trong các cuộn dây là trên 200V. Sự tiêu hao công suất trong khoảng thời gian chuyển mạch vào khoảng 20KW. Trong ảnh cộng hưởng từ của tim đòi hỏi trường gradient cao tới 4 đến 5 mT.m và chuyển mạch trong 0,2ms hoặc ít hơn. Trong trường hợp này điện áp cần trong suốt thời gian chuyển mạch gradient là 1kV. Trong nhiều chuỗi xung, chu kỳ công suất chuyển mạch ít chịu ảnh hưởng và nhiệt độ của cuộn là không đáng kể. Mặc dù giao thức quét nhanh sử dụng các gradient chuyển mạch nhanh ở chu kỳ công suất cao. Do đó cần thiết phải sử dụng nước lạnh để ngăn chặn quá nhiệt của cuộn gradient. 2.1.1.4. Cuộn RF Trong quá trình tạo ảnh, năng lượng RF được trao đổi giữa hệ thống tạo ảnh và cơ thể người bệnh qua cuộn RF, cơ thể bệnh nhân được chia thành các lát cắt . Mỗi lát cắt được chia thành các hàng và cột, tạo thành một ma trận các voxel. Tín hiệu từ mỗi voxel cần phải được tách biệt khỏi các voxel khác và cường độ của nó được hiển thị tương ứng với các pixel trên ảnh Cuộn RF tạo ra từ trường B1 và quay mạng vecto từ hóa trong chuỗi xung. Cuộn này cũng nhận ra từ hóa ngược và tiến động chúng trong mặt phẳng XY. Cuộn RF có thể được chia làm 3 loại + Cuộn phát và thu : hoạt động như một bộ phát trong từ trường B1 và như bộ thu năng lượng RF từ đối tượng tạo ảnh + Cuộn chỉ thu : được sử dụng để tạo từ trường Bo + Cuộn chỉ phát : được sử dụng để thu tín hiệu từ spin trong đối tượng tạo ảnh hoặc liên kết với bộ phận cảm nhận Cuộn RF trên bộ phận tạo ảnh có thể giống như một thấu kính trong camera. Với các bức ảnh có góc và khoảng cách khác nhau ta cần các loại thấu kính khác nhau Hình 2.13: Hướng của cuộn RF trong trường tĩnh Một cuộn tạo ảnh cần phải cộng hưởng hoặc mang năng lượng dự trữ lớn tại tần số Larmor. Tất cả các cuộn tạo ảnh được cấu thành từ các vật điện cảm hoặc các thành phần cảm ứng và dung kháng. Tần số cộng hưởng ψ của cuộn dây RF được quết định bởi dung kháng ( C ) và cảm kháng ( L ) của mạch LC L ψ = ---------- (2.1) 2Π√ LC Một vài cuộn tạo ảnh cần ở dạng điều chỉnh cho mỗi đối tượng bệnh nhân bởi tính chất vật lý thay đổi của thành phần tụ điện. Một yêu cầu khác của cuộn tạo ảnh là từ trường B1 phải vuông góc với tư trường Bo Có nhiều dạng của cuộn tạo ảnh. Thể tích cuộn cuốn quanh đối tượng tạo ảnh, trong khi bề mặt cuộn được đặt đối diện với đối tượng tạo ảnh. Một cuộn trong được thiết kế để ghi lại các thông tin từ vùng bên ngoài cuộn, như là một cuộn trong cơ thể được chèn thêm vào mạch máu. Một vài cuộn có thể hoạt động vừa phát trong từ trường B1 vừa thu tín hiệu RF. Khi chỉ sử dụng cuộn chỉ thu, một cuộn lớn khác được sử dụng trong bộ phận tạo ảnh như một bộ phát năng lượng RF tạo ra các xung 90o và 180o Những cuộn dây tần số radio (RF) là thành phần của mọi máy chụp cắt lớp và được sử dụng với hai mục đích chính là phát và thu tín hiệu tại tần số cộng hưởng của proton bên trong bệnh nhân. Chuyển động tiến động xảy ra tại tần số Larmor của proton. Tần số này phụ thuộc vào cường độ từ trường. Như vậy trong phạm vi của cường độ trường hiện nay sử dụng trong các máy cắt lớp là từ 0.02 đến 4 T, phạm vi hoạt động của tần số từ 0.85 đến 170.3MHz. Thông thường sử dụng 1.5T cho máy cộng hưởng từ, tần số cộng hưởng là 63.68MHz. Tần số của máy MR chồng lên vùng phổ sử dụng cho phát thanh truyền hình và tín hiệu radio. Bởi vậy, các thành phần điện tử trong mạch phát và thu MRI có sự tương đồng tương ứng với các thành phần trong mạch radio và truyền hình. Sự khác nhau quan trọng nhất giữa máy quét MRI và các hệ thống phát thanh quảng bá đó là các ăngten phát và thu của hệ thống phát thanh hoạt động trong trường xa của sóng điện từ. Các ăngten ở khoảng cách là bội số của chiều dài bước sóng. Hệ thống MRI hoạt động ở trường gần, và sự ngăn cách không gian của các nguồn phát và thu là bé hơn chiều dài một bước sóng. Trong các hệ thống trường xa, năng lượng điện từ được chia cân bằng giữa thành phần điện và từ của sóng. Còn trong trường gần của nguồn lưỡng cực từ, năng lượng trường tập trung toàn bộ cho các thành phần từ trường. Sự khác nhau này giải thích cho sự khác nhau về mặt hình học của cấu trúc ăngten phát thanh truyền hình và ăngten trong MRI. Trong trường hợp lý tưởng, từ trường RF vuông góc với từ trường tĩnh - từ trường hướng theo trục z. Do đó, trường RF có thể bị phân cực theo một trong hai phương x hoặc y. Tuy nhiên, đa phần trường RF có ích thu được từ sự kích thích vuông góc (đòi hỏi một cuộn dây mà nó có khả năng tạo đồng thời từ trường theo phương x và y với độ lệch pha giữa chúng là 900). Ba loại cuộn dây RF là cuộn dây thân, cuộn dây đầu và cuộn dây bề mặt thường được sử dụng trong máy MR. Những cuộn dây này được đặt trong không gian giữa bệnh nhân và các cuộn dây gradient. Lưới chắn bảo vệ chỉ ở bên trong những cuộn gradient được sử dụng để ngăn chặn bức xạ điện từ giữa các cuộn dây RF và các bộ phận nghỉ của hệ thống quét. Cuộn dây phần đầu và phần thân phải đủ lớn để bao quanh vùng được tạo ảnh và được thiết kế để tạo ra từ trường RF đồng đều ngang qua vùng tạo ảnh. Cuộn dây chụp thân thường được cấu trúc bởi các dạng cuộn hình trụ và có đường kính đủ lớn (50 đến 60 cm) để bao xung quanh toàn bộ cơ thể bệnh nhân. Các cuộn dây được thiết kế chỉ để chụp đầu có đường kính tương đối bé (cỡ 28cm). Cuộn dây bề mặt là những cuộn dây nhỏ hơn được thiết kế để chụp vùng giới hạn của bộ xương bệnh nhân. Hình 2.14: Buồng cộng hưởng hình lồng chim. Thực tế, sử dụng các cuộn dây riêng biệt cho những chức năng phát và thu. Điều này cho phép sử dụng các cuộn dây lớn, như cuộn chụp cơ thể, bằng kiểu kích thích đồng bộ như một bộ truyền và các cuộn bề mặt nhỏ để đánh giá vùng phẫu thuật, như chụp xương sống. Khi hai cuộn dây này được sử dụng, đó là điều quan trọng cung cấp cho sự tách điện tử của hai cuộn dây bởi vì chúng được điều chỉnh tại tần số giống nhau và sẽ có khả năng có ảnh hưởng qua lại lẫn nhau do đó gây ra nguy hiểm. Sau đây cho một số cuộn tạo ảnh thông dụng và các chế độ hoạt động ( phát/thu-TR hoặc chỉ thu-R ) biểu đồ ( thể hiện hướng của từ trường B1 ) Hình 2.15: Cuộn tạo ảnh dạng khối -TR Hình 2.16: Dạng phẳng –R Hình 2.17: Dạng phẳng – TR Cuộn phẳng là rất thông dụng bởi chúng là cuộn chỉ thu và có tỉ lệ tín hiệu/nhiễu tốt với các mô đặt đối diện với cuộn. Nói chung, độ nhạy của bề mật cuộn dây giảm rất nhanh khi trở kháng của cuộn dây tăng 2.1.1.5. Detector Detector là một thiệt bị phân tách tín hiệu Mx và My từ cuộn RF. Bộ phận chính của detector là một thiết bị được gọi là bộ phối ghép cân bằng kép ( DBM ). Bộ phối ghép cân bằng kép có 2 đầu vào và 1 đầu ra. Nếu tín hiệu đầu vào là cosA và cosB thì tín hiệu ra sẽ là 1/2.cos(A + B).cos (A – B) Bởi lí do đó mà thiết bị này thường được gọi là detector tích vì đầu ra là tích của cosA và cosB Hình 2.18: Detector tích Một detector điển hình bao gồm 2 bộ phối ghép cân bằng kép ( DBM ), 2 bộ lọc, 2 bộ khuyếch đại, 1 khóa pha 90o . Hình 2.19: Cấu trúc của detector Detector có 2 đầu vào và 2 đầu ra. Các tần số ψ và ψo đặt trên các thành phần Mx và My của vector từ hóa ngược được đưa ra. Một vấn đề rất lớn của detector là gây nhiễu ảnh, vấn đề này sẽ được giải quyết sau 2.1.1.6. Phantom Một phantom MRI là một đối tượng anthropogenic tạo ảnh để kiểm tra chức năng hoạt động của hệ thống máy cộng hưởng từ. Phantom được cấu thành từ vật liệu có thể cộng hưởng với tín hiệu từ. Ngay cả bản thân tín hiệu sinh ra trong Phantom MRI cũng được sử dụng Có 2 loại phantom cơ bản thường được sử dụng : phantom phân tích và phantom RF đồng nhất + Phantom phân tích được sử dụng để kiểm tra tính không gian của ảnh. Tính không gian này bao gồm : mặt phẳng phân tích, bề dằy lát cắt, độ tuyến tính và tỉ số tín hiệu trên nhiễu . Đây là một hàm trạng thái. Phantom phân tích điển hình là nhựa . Khi tạo ảnh, tín hiệu tại bộ phận hiển thị ảnh từ nước chuyển đến một phần của nhựa để tạo thành phần kiểm tra. Một vài phantom phân tích còn có chuẩn tín hiệu với các giá trị r , T1 , T2 đã biết điều này cho phép phantom sử dụng có khả năng kiểm tra tỉ số độ tương phản trên nhiễu Hình 2.20:Phantom phân tích D= 24cm Hình 2.21: Mặt cắt qua phantom + Phantom RF đồng nhất : được sử dụng để kiểm tra tính đồng nhất không gian khi phát và thu tín hiệu sóng vô tuyến trong từ trường . Một trường phát RF ( B1T ) là trường B1 được sử dụng cho vector từ hóa quay. Một trường phát RF ( B1R ) là mật độ của cuộn thu tín hiệu RF từ spin tiến động. Cuộn phát/thu lý tưởng là trường phát RF B1T đảm bảo spin quay đồng nhất và trường thu RF B1R đảm bảo mật độ đồng nhất qua đối tượng tạo ảnh 2.1.2. HỆ THỐNG HIỂN THỊ ẢNH 2.1.2.1. Máy tính Máy tính số là thành phần quan trọng trong máy cộng hưởng từ để tạo và hiển thị ảnh. Điều khiển thu nhận: Bước đầu là việc thu nhận tín hiệu RF từ cơ thể người bệnh. Quá trình thu nhận này bao gồm một số các chu kỳ tạo ảnh. Trong mỗi chu kỳ một dãy xung RF được truyền vào cơ thể, các gradient được kích hoạt, và người ta thu được tín hiệu RF. Nhưng một chu kỳ tạo ảnh không tạo đủ tín hiệu để tạo nên một ảnh. Do vậy cần lặp lại một số lần các chu kỳ tạo ảnh. Thời gian yêu cầu để thu các ảnh được xác định bằng khoảng chu kỳ tạo ảnh, được điều chỉnh bởi hệ số TR và số chu kỳ. Số chu kỳ được dùng liên quan tới chất lượng ảnh. Nhiều chu kỳ hơn sẽ ra chất lượng ảnh cao hơn. Quá trình thu nhận được điều khiển bằng các giao thức được lưu trữ trong máy tính và người vận hành có thể lựa chọn tùy thuộc vào mục đích lâm sàng. Tái tạo ảnh: Dữ liệu tín hiệu RF được thu nhận trong quá trình thu nhận không phải là dạng tín hiệu có thể hình thành trực tiếp thành ảnh. Tuy nhiên máy tính có thể dùng các dữ liệu thu nhận được này để tạo hoặc tái tạo ra ảnh. Đó là qua khâu xử lý toán học hay chính xác hơn là biến đổi Fourie, tương đối nhanh và không có ảnh hưởng đáng kể đến thời gian tạo ảnh tổng thể. Lưu trữ và khôi phục: Ảnh tái tạo được lưu trữ trong máy tính phục vụ cho quan sát và những xử lý tiếp theo. Số lượng ảnh lưu trữ phụ thuộc vào môi trường lưu trữ. 2.2. CƠ SỞ TOÁN HỌC CỦA CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN 2.2.1. Khái niệm về Logarit và Decibel Để thuận tiện cho việc tính toán hay viết một con số lớn ta thường sử dụng đến logarit. Logarit (log) của một số x được định nghĩa bởi biểu thức sau: Nếu x = 10y thì log(x) = y (2.2) Hoặc tổng quát hơn nếu x = ay (với a>0) thì y = loga(x) (2.3) Các phép toán với logarit: log(x) + log(y) = log(xy) (2.4) log(x) - log(y) = log(x/y) (2.5) log(1/x) = log(x-1) = -log(x) (2.6) log(xy) = y.log(x) (2.7) Một ứng dụng rất hữu dụng khác dựa trên cơ sở logarit là Decibel. Decibel là giá trị logarit của một tỉ số giữa 2 đại lượng. Ví dụ đối với tỉ số giữa 2 công suất P1 và P2, tỷ số decibel được định nghĩa là: dB = 10log(P1/P2) (2.8) Nếu muốn chuyển sang tỷ số giữa 2 giá trị điện áp V1 và V2, với quan hệ với công suất: P = V2/R thì dB = 20log(V1/V2) (2.9) 2.2.2 Hàm mũ e= 2.71828183 thường xuất hiện trong tính toán. Khi thực hiện mũ x với cơ số e ta thường viết là exp(x) hay: ex = exp(x) = 2.71828183x (2.10) Logarit của e thường được gọi là loga tự nhiên: Nếu x = ey thì y = loge(x) = ln(x) Rất nhiều quá trình biến đổi của MRI là theo hàm mũ tự nhiên. Ví dụ như tín hiệu suy giảm theo thời gian theo quy luật hàm mũ. Do đó ta cần phải nắm được đường cong của một hàm mũ có dạng như thế nào. Ba hàm mũ ta hay gặp trong MRI là : (2.11) Ở đây t là hằng số. 2.2.3. Các hàm lượng giác Cần nắm được khái niệm về các hàm lượng giác cơ bản trong tam giác như sin, cos, tg, và cotg. Ngoài ra cần phải nhớ đến ba hàm lượng giác sau, rất hữu ích trong việc hiểu làm thế nào để các detector trong một thiết bị tạo ảnh cộng hưởng từ hoạt động. (2.12) Hàm sin(x)/x thường được sử dụng nhiều và ký hiệu là sinc(x.) 2.2.4. Các khái niệm khác cần quan tâm a) Vi phân tích phân b) Véctơ: là một khái niệm toán học bao gồm cả độ lớn và hướng. Độ từ hoá của các spin hạt nhân được thể hiện như là một vector bắt nguồn từ gốc toạ độ của hệ thống. c) Ma trận: là một bộ các số được sắp xếp trong một mảng hình chữ nhật. Một ma trận có m hàng và n cột được gọi là ma trận m x n. Ngoài ra,ta cần phải nhớ lại cách nhân giữa 2 ma trận Amxn(aij) và Bnxl(bij) là một ma trận Cmxl(cij) với cij = Saik x brj Với k =1,m và r = 1, l d) Biến đổi toạ độ: dùng để biến đổi toạ độ của một vector từ hệ toạ độ này (XY) sang một hệ toạ độ khác.(X'Y') Hình 2.22: Biến đổi hệ thống tọa độ e) Tích chập: Tích chập của hai hàm là sự xếp chồng lên nhau của hai hàm, khi đó một hàm sẽ được dịch chuyển trên hàm còn lại. Ký hiệu của tích chập là Ä . Tích chập của h(t) và g(t) được định nghĩa bằng biểu thức sau: (2.13) f) Khái niệm về số ảo: Số ảo là kết quả của phép khai căn của -1. Số ảo được ký hiệu là i. Số phức là số kết hợp giữa 2 phần: phần thực (RE) và phần ảo (IM). Phần thực và phần ảo của một số phức là trực giao nhau. Hai mối quan hệ giữa số phức và hàm mũ thường dùng là: (2.14) ở đó ta nói e+ix,e-ix là liên hợp phức với nhau. 2.2.5. Biến đổi Fourier Biến đổi Fuorier ( FT ) là một phép toán biến đổi hàm từ miền thời gian sang miền tấn số Hình 2.23: Chuyển đổi tín hiệu từ miền thời gian sang miền tần số. FT : (2.15) Nếu xem f( ) là tích chập của f( t ) và tần số sóng . (2.16) Phần thực là (2.17) Một vector từ hóa, bắt đầu tại + X, quay quanh trục Z theo chiều kim đồng hồ . Mx là một hàm của thời gian và có dạng hàm cosin Biến đổi Fuorier cho biên độ đỉnh là +ע và -ע bởi FT không thể phân biệt được giữa vector quay + tại +ע và vector quay – tại –ע My là một hàm của thởi gian và có dạng hàm –sin Biến đổi Fuorier cho biên độ đỉnh là +ע và -ע bởi FT không thể phân biệt được giữa vector quay + tại +ע và vector quay – tại –ע Giải pháp là phải đưa cả Mx và My thực hiện cùng biến đổi Fuorier. Đầu ra gồm 2 thành phần thực và ảo Hình 2.24: Biến đổi Fuorier với đầu vào gồm 2 phần thực và ảo Biến đổi Fuorier thực sử dụng đầu vào gồm 2 phần thực và ảo . Nếu cho Mx là đầu vào thực và My là đầu vào ảo. Thực hiện biến đổi Fuorier sẽ cho kết quả đầu ra cũng gồm 2 phần thực và ảo Với hàm sau f(t) = e-at e-i2pnt Mx ( thực ) My ( ảo ) Trong biến đổi Fuorier phổ cộng hưởng từ, đầu ra thực của biến đổi Fuorier được lấy trong phổ miền tần số . Tương tự, chúng ta có biến đổi Fuorier với đầu vào hàm cosin là phần ảo và đầu vào hàm sin là phần thực Mx (ảo ) My (thực ) Để đạt được phổ hấp thụ với đầu ra thực, phổ miền tần số hoặc thời gian phải có sự bù pha. Quá trình này tương ứng với biến đổi đồng nhất (2.18) Phổ NMR bao gồm cả thành phần bù pha tuyến tính và hằng số = m Φ + b (2.19) Trong ảnh cộng hưởng từ, tín hiệu Mx và My hiếm khi được hiển thị mà thay vào đó là hiển thị các tín hiệu từ tính. Các tín hiệu từ tính này là cân bằng với tổng bình phương của Mx và My Một số tính chất của biến đổi Fuorier một chiều - Tuyến tính: Cả f1 và f-1-1 đều là các toán tử tuyến tính. Ta có FT{f(x)+g(x)}=FT{f(x)}+FT{g(x)}=F(ξ)+G(ξ) FT1-1{F(x)+G(x)}=FT1-1{F(x)}+FT1-1{G(x)}=f(ξ)+g(ξ) - Đối xứng: Nói chung hàm biến đổi Fuorier là một hàm phức, tuy nhiên nếu f(x) là một hàm thực thì : F(ξ)=F*(-ξ) Trong đó F*(-ξ) là hàm liên hợp phức của F(ξ) Các hàm có tính chất này đôi khi được gọi là Hermitian Nếu f(x) là hàm thực và chẵn tức : f(x)=f(-x) thì biến đổi Fuorier của nó cũng là hàm thực và chẵn, ta có : F(ξ)=F*(ξ)=F(-ξ) Mặt khác, nếu f(x) là thực và lẻ : f(x)=f(-x) thì biến đổi của nó là thuần tuý ảo và lẻ : F(ξ)= -F*(ξ)= -F(-ξ) 2.2.6. Cặp biến đổi Fuorier Cặp biến đổi Fuorier là 2 hàm, 1 trong miền tần số và 1 trong miền thời gian tương ứng. Sau đây là một số cặp biến đổi Fuorier với biên độ của chúng sau biến đổi có thể không xét đến do không thích hợp trong ảnh cộng hưởng từ a/ Luôn là hằng số b/ Thực: cos(2pnt), ảo: -sin(2pnt) c/ Hàm comb ( một chuỗi các hàm delta tạo bởi T ) d/Suy giảm hàm mũ e-at với t>0 e/ Xung vuông độ rộng T 2.2.7. Định lý cuốn Định lý qua trọng nhất liên quan đến biến đổi Fuorier là định lý cuốn. Định lý phát biểu biến đổi Fuorier của phép chập 2 hàm thì bằng với tích của biến đổi riêng mỗi hàm và ngược lại Nếu f() = FT( f(t) ) g() = FT( g(t) ) thì f() g() = FT( g(t) f(t) ) f() g() = FT( g(t) f(t) ) Một ứng dụng khác của định lý cuốn là làm giảm nhiễu. Nếu áp dụng định lý cuốn với hàm Lorentrian, sau đó biến đổi Fuorier thì tín hiệu trong miền thời gian sẽ tăng lên nhiều lần bởi sự suy giảm hàm mũ Hình 2.25: Biến đổi Fuorier áp dụng định lý cuốn với hàm Lorentrian 2.2.8. Biến đổi Fuorier 2 chiều Biến đổi Fuorier 2 chiều (2- DFT) là một mảng dữ liệu 2 chiều. Mảng dữ liệu 2 chiều được miêu tả với hàm cửa sổ, dữ liệu là chiều t’ và t’’ Biến đổi Fuorier thực hiện với chiều t’ cho kết quả trong miền f’, sau đó t’’ làm dữ liệu, biến đổi Fuorier thứ 2 với chiều t’’ cho kết quả f’’ với f’ là dữ liệu Biến đổi Fuorier 2 chiều đòi hỏi xác định trạng thái của ảnh cộng hưởng từ. Trong ảnh cộng hưởng từ, dữ liệu thu thập tương đương với các chiều t’ và t’’ gọi là không gian –k . Biến đổi Fuorier các dữ liệu thô đưa ra ảnh tương đương với f’ và f’’ như miêu tả ở trên Chương 3 CÁC KHÁI NIỆM TRONG TẠO ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ 3.1. Các khái niệm cơ bản Ảnh cộng hưởng từ là phương thức tạo ảnh cắt lớp để tạo ảnh từ sự cộng hưởng từ của hạt nhân ( NMR ) theo từng lớp cắt qua cơ thể bệnh nhân. Mỗi lát cắt có độ dày xác định. Dạng ảnh này là 1 kiểu đối tượng chi tiết khi chặn đứng các nguyên tử trên lát cắt và dưới lát cắt. Lát cắt bao gồm các phần tử thể tích gọi là các voxel . Thể tích các voxel khoảng 3 mm3. Ảnh cộng hưởng từ bao gồm các đơn vị ảnh gọi là các pixel . Mật độ các pixel tỉ lệ với mật độ tín hiệu sự cộng hưởng từ hạt nhân trên một đơn vị thể tích tương ứng hoặc voxel của đối tượng tạo ảnh Hình 3.1: Một lớp cắt với chiều dày thk Hình 3.2: Một đơn vị thể tích của lớp cắt Ảnh cộng hưởng từ dựa trên sự hấp thụ và phát xạ năng lượng trong phạm vi tần số sóng vô tuyến của phổ điện từ Hình 3.3: Bức xạ trường điện từ Đối tượng tham gia vào quá trình trên là các hạt nhân của các nguyên tử. Rõ ràng là có sự suy hao phổ trong cơ thể người. Cơ thể người gồm chủ yếu là H20 và mỡ . Mỡ và H20 bao gồm rất nhiều các phân tử H2 ( cơ thể người có tới 63% phân tử H2 ) Hạt nhân H2 tạo ra tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân đây chính là cơ sở để tạo ảnh cộng hưởng từ Mô cơ thể thông thường có tần số cộng hưởng nằm trong dải tần số vô tuyến, do vậy bức xạ phát ra nằm dưới dạng các tín hiệu radio. Với mỗi voxel / ảnh từ cơ thể người bao gồm một hoặc nhiều mô. Không phải tất cả các hạt nhân đều có đặc trưng spin. Mà chỉ có một số hạt nhân có đặc trưng này. Các hạt nhân bao gồm các đơn proton. Các proton có tính chất tự quay ( Spin ) cho phép tạo ra một từ trường nhỏ (do khi các hạt chuyển động sẽ tạo ra dòng điện và dòng điện này sẽ tạo ra từ trường ) đồng thời là nguyên nhân để hạt nhân tạo ra các tín hiệu cộng hưởng từ Hình 3.4: Cấu trúc một mô Hình 3.5: Một tế bào 3.2. Spin 3.2.1. Định nghĩa spin Spin là một tính chất đặc trưng tự nhiên thể hiện tính tự quay của các hạt. Sự quay này không bao giờ dừng, nó chỉ thay đổi hướng trục quay dưới một tác động nào đó từ bên ngoài. Spin mang hệ số 1/2 và có thể là âm hoặc dương. Proton , notron và electron đều có spin. Mỗi một cặp electron không cặp đôi, proton và notron riêng biệt có spin 1/2 VD: Trong phân tử deuterium 2H, với một electron chưa cặp đôi, 1 proton và 1 notron, tổng số spin điện tử là 1/2 và tổng spin hạt nhân là 1 Bảng 3.1: Các số spin lượng tử của một số hạt nhân nguyên tử Hạt nhân Số spin lượng tử (I) 1H 1/2 2H 1 12C 0 13C 1/2 19F 1/2 31P 1/2 Hai hoặc nhiều hạt với spin có tín hiệu đối xứng nhau có thể kết hợp lại với nhau để tạo ra cùng một spin. Trong cộng hưởng từ hạt nhân, các spin hạt nhân chưa ghép đôi đóng vai trò rất quan trọng 3.2.._.tín hiệu dội gradient chỉ có thể được tạo ra khi có mặt sự nhiễm từ ngang. Nó có thể nằm trong quá trình suy giảm cảm ứng tự do (FID) hoặc trong quá trình xuất hiện tín hiệu dội spin. Sự nhiễm từ ngang tạo ra bằng xung kích thích. Nó bắt đầu suy giảm ngay lập tức do sự không đồng nhất của từ trường trong mỗi voxel. Tốc độ suy giảm liên quan tới giá trị T2*. Một thời gian ngắn sau xung kích thích người ta đặt một gradient, nó sẽ tạo ra sự lệch pha rất nhanh và giảm sự nhiễm từ ngang. Điều này xảy ra do gradient là một từ trường không đồng nhất. Bước tiếp theo là nhằm đảo hướng gradient đã đặt. Mặc dù vậy nó vẫn không đồng nhất trong từ trường và nằm theo hướng ngược lại, sau đó làm cho các proton hồi pha và tạo tín hiệu dội. Khi các proton hồi pha sự nhiễm từ ngang sẽ xuất hiện lại và tăng tới giá trị được xác định bằng quá trình FID. Tín hiệu dội gradient tạo ra đỉnh rõ ràng trong nhiễm từ ngang và điều này lại tạo ra tín hiệu RF riêng biệt. Thời gian để có tín hiệu dội (TE) được xác định bằng cách điều chỉnh khoảng thời gian giữa xung kích thích và các gradient tạo ra tín hiệu dội. Các giá trị TE cho tín hiệu dội gradient thường nhỏ hơn so với TE cho tín hiệu dội spin, đặc 5.6. Tạo ảnh Fourie và dội lại mặt phẳng (EPI) Bộ dò cầu phương của tín hiệu FID có nghĩa là pha cũng như tần số của tín hiệu có thể được thu lại. Sẽ được sử dụng trong các kỹ thuật Fourie được miêu tả ở phần này. Phương pháp "làm lệch" spin - thường được gọi là biến đổi Fourie 2 chiều (2DFT), được miêu tả bởi Edelstein, là sự phát triển từ kỹ thuật ban đầu của tạo ảnh Fourie đưa ra bởi Kumar Welti và Ernst. Tiến trình tạo ảnh Fourie có thể được chia thành 3 giai đoạn đặc trưng bao gồm: lựa chọn lớp cắt; mã hóa pha và đọc dữ liệu. Lược đồ xung thực hiện quá trình này được chỉ ra trên hình II.5.6. Các lược đồ này thông thường được dùng để miêu tả khả năng thực hiện của một quá trình cộng hưởng từ cụ thể và cho thấy dạng sóng của tín hiệu gửi tới 3 cuộn gradient trực giao và cuộn RF. Hình 5.16: Lược đồ xung cho kỹ thuật tạo ảnh Fourie Bằng cách kích thích các spin nằm trên một mặt phẳng, một gradient được đưa vào dọc theo trục y. Nó sẽ làm các spin chuyển động tiến động ở một tần số xác định bởi tọa độ y của chúng, và được gọi là mã hóa pha. Tiếp theo một gradient được đưa vào dọc theo trục x và FID sẽ được thu lại. Các thành phần tần số của FID sẽ cho ta biết thông tin của tọa độ x và các giá trị pha cho ta thông tin về tọa độ y. Cụ thể hơn, nếu một gradient có độ lớn Gy được đưa vào trong một thời gian ty trong quá trình mã hóa pha, và sau đó một gradient Gx được đưa vào trong suốt khoảng thời gian tx, tín hiệu thu được ở dạng FID cho bởi biểu thức: (5.4) Bằng cách viết: kx = g.Gx.tx và ky = g.Gy.ty, biểu thức 5.4 trở thành: (5.5) Vì vậy, mỗi bước đơn tương đương với một đường lấy mẫu trong hướng kx của không gian k, để trải ra toàn bộ không gian k, ta cần phải lặp lại quá trình này với mỗi khoảng thời gian mã hóa pha dài hơn một chút. Hình 5.17 Lấy mẫu không gian k trong tạo ảnh Fourie Thu lại dữ liệu đối với tất cả các giá trị của kx và ky, qua một biến đổi Fourie 2 chiều ta sẽ tìm được hàm mật độ spin: (5.6) Hình 5.18 miêu tả sự thay đổi của độ từ hóa dưới tác dụng của 2 gradient. Hình 5.18:Tạo ảnh theo phương pháp biến đổi Fourie 2 chiều Một trở ngại lớn của kỹ thuật này là thời gian giữa các lần kích thích spin, và ghi lại sự thay đổi của FID thông qua thí nghiệm. Điều này có nghĩa là các đường thẳng khác nhau trong hướng ky sẽ có thêm sự khác biệt từ sự duy giảm của độ từ hóa T*2. Điều này được khắc phục trong tạo ảnh "làm lệch spin" bằng cách giữ chiều dài của gradient y không đổi đối với mỗi lần thu và thay đổi ky bằng cách thay đổi độ lớn của gradient. Lược đồ xung cho kỹ thuật này được chỉ ra ở hình 5.19 Hình 5.19: Lược đồ xung cho kỹ thuật làm lệch spin Chúng ta luôn mong muốn có tối đa tín hiệu có thể đối với mỗi tín hiệu FID, và cần có một số lượng độ từ hóa ngang khả dụng ngay sau mỗi xung RF đồng đều đối với mỗi đường thẳng. Đây có thể là một vấn đề khi sự phục hồi của độ từ hóa dọc bị phụ thuộc vào sự phục hồi ngang (spin - lattice), và giá trị T1 trong tạo ảnh y sinh thường trong khoảng vài giây. Thời gian giữa 2 lần kích thích spin liên tiếp, thường được gọi là TR, tương tự thông qua thu nhận hình ảnh sẽ giữ các độ từ hóa ngang như nhau đối với mỗi FID, với điều kiện là một số mẫu ban đầu được loại bỏ để giúp hệ thống chuyển sang trạng thái ổn định. Tuy nhiên, nếu chờ độ từ hóa để phục hồi hoàn toàn, để đạt được điều này sẽ mất rất nhiều thời gian và vì vậy thông thường cần phải có giá trị TR nhỏ hơn T1. Để thu được tín hiệu một cách tối đa đối với các giá trị TR nhỏ, có thể sử dụng góc lật nhỏ hơn 900. Độ từ hóa ngang khả dụng sau một xung này thường nhỏ hơn so với một xung 900, nhưng lại có số lượng độ từ hóa dọc khả dụng nhiều hơn. Để tối ưu hóa góc lật q, đối với một giá trị TR cụ thể, trước tiên chúng ta giả sử rằng trạng thái ổn định đã đạt được, điều đó có nghĩa là: Mz(0) = Mz(TR) = M' Khi đó, độ từ hóa bị lật đi bởi một xung góc q, và độ từ hóa theo phương z bây giờ trở thành: Mz(0') = M'.cosq (5.7) Sự phục hồi của độ từ hóa bị chi phối qua biểu thức: (5.8) Có thể tính tích phân biểu thức ở trên để tìm ra M': (5.9) Độ từ hóa ngang sau tác động xung, mà chúng ta mong muốn đạt giá trị cực đại, cho bởi: (5.10) có giá trị cực đại khi: (5.11) Góc mà ở đó đạt được giá trị cực đại của My, được biết đến như là góc Ernst. Số lượng tín hiệu khả dụng phụ thuộc nhiều vào thời gian lặp lại TR. Ví dụ, nếu một mẫu có T1 là 1s thì ở TR = 4s, M' = 0.98.M0, tuy nhiên, nếu TR giảm xuống còn 0.5s thì lúc đó: M' = 0.62M0. Nếu muốn tạo ảnh một thể tích 3D, thì ta có thể thu nhiều hơn các lớp cắt mà không phải hy sinh gì về thời gian. Điều này có được là bởi ta có thể kích thích một lớp cắt tách biệt, và thu lại một đường của không gian k, trong khi chờ cho độ từ hóa dọc của lớp trước đó phục hồi. Kỹ thuật này được gọi là "đa lớp cắt". Phương thức thực hiện thường dùng của kỹ thuật "làm lệch spin", FLASH (Fast Low - Angle SHort Imaging) sử dụng các góc lật rất nhỏ (~50 để chạy ở tốc độ lặp lại nhanh, thu lại một bức ảnh hoàn chỉnh trong vòng vài giây. Trong tạo ảnh dội lại 2 chiều (mặt phẳng) - EPI, toàn bộ không gian k được thu lại từ một FID. Điều này hoàn toàn có thể thực hiện được, khi thu lại một bộ thông tin tần số, dấu của các gradient đọc được có thể được đảo ngược và các spin sẽ chuyển động tiến động ở hướng ngược lại trong khung quay (hình 5.20), và sau đó tái lập lại pha tạo ra tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân, và được gọi là một gradient echo. Bằng cách thực hiện chuyển mạch nhanh quá trình đọc ghi gradient, cả không k có thể được lấy mẫu trước khi sự phục hồi spin - spin (T2) ảnh hưởng tới độ từ hóa ngang. mã hóa pha tiếp tục được sử dụng để lấy mẫu ky. Hình 5.20: Quá trình chuyển động của vecto từ hóa trong hệ tọa độ khung quay, dưới một gradient dội (giả thiết là không có sự thư giãn T2) Lược đồ xung và đường đi trong không gian k đối với EPI được chỉ ra trong hình 5.21 Hình 5.21: Lược đồ xung cho tạo ảnh EPI Ba gradient trong EPI thường được đặt tên là lựa chọn lớp cắt (z), lật (y) và xoay (x), bởi dạng các sóng tương ứng của chúng. Tạo ảnh dội lại mặt phẳng là một phương pháp đòi hỏi tính kỹ thuật rất cao trong MRI, thường cần có những phần cứng đặc biệt, tuy nhiên nó có ưu điểm của một kỹ thuật tạo ảnh nhanh, có thể thu được các chuyển động của các cơ quan giống như tim, tạo ảnh động, hoạt động của não. Chương 6 XỬ LÝ TÍN HIỆU ẢNH THU ĐƯỢC VÀ CÁC YẾU TỐ ẢNH 6.1. Xử lý tín hiệu Mỗi mô được đặc trưng bởi hai thời gian giãn: T1 và T2, và mật độ proton. Ảnh có thể được tạo ra trong đó một trong các đặc tính trên là nguồn tương phản nổi bật. Người ta thường không tạo ra ảnh bằng chỉ một đặc tính mô (ví dụ mật độ proton, T1 hoặc T2) làm nguồn tương phản, mà thông thường người ta phải kết hợp các đặc tính trên. Một ảnh được gọi là ảnh trọng lượng T1 (T1-weighted) thì có nghĩa là T1 là nguồn tương phản nổi bật nhưng cũng có sự có mặt của các đặc tính T2, mật độ proton. Tín hiệu cộng hưởng từ (tín hiệu MR) là một dòng điện chảy trong cuộn dây. Tín hiệu này có được là nhờ M tiến động cộng hưởng với xung RF, rồi gây ra cảm ứng sức điện động trong vòng dây. Với cuộn dây có hướng tới mặt phẳng X-Y trực giao với trường từ tĩnh H0 như trên hình 1.18A, tiến động của M gây ra hiệu ứng tương tự như khi đưa vào và rút ra một thanh nam châm như trên hình 1.18B, và một sức điện động cảm ứng được tạo ra. Đây là tín hiệu cộng hưởng từ (MR). Rút cục, chỉ có thành phần X-Y của M là tiến động tạo ra tín hiệu MR. Mômen từ tổng M sau khi cộng hưởng bởi xung RF trở lại vị trí ban đầu nhờ quá trình giãn Sau khi kích thích xung 900, M chuyển động tiến động tự do, và nó tạo ra một khác biệt về điện thế (potential) so với cuộn RF. Khi tắt xung, khác biệt điện thế này suy giảm với sự phân rã của từ hóa theo phương ngang. Đây gọi là FID (Free Induction Decay – Phân rã cảm ứng tự do). Tín hiệu thu được khi đó được gọi là tín hiệu FID, được phát ra nhờ hiện tượng cộng hưởng từ. Tín hiệu FID là một tín hiệu đáp ứng về thời gian, và nó có thể được chuyển thành phổ năng lượng nhờ biến đổi Fourier. Những tín hiệu chúng ta thu được trong MRI là sự hợp nhất của mọi tín hiệu phát ra từ tất cả các phần tử trên vật thể chụp. Và chúng ta sử dụng biến đổi Fourier (FT- Fourier Transform) để phân tích tín hiệu thu được này. Ta biết rằng mọi tín hiệu đều được tạo ra bởi một chuỗi các sóng thành phần có dạng hình sin, có tần số và biên độ khác nhau. Biến đổi Fourier sẽ thu các tín hiệu nhận được và phân tích, tìm ra hình dạng, tần số, biên độ của các sóng thành phần đó. FID hay tín hiệu miêu tả ở trên phải được biến đổi Fourier để thu được một bức ảnh hay hình về vị trí của các spin. Các tín hiệu trước tiên được biến đổi Fourier trên hướng x để thu được thông tin trên miền tần số và sau đó trên hướng mã hoá pha để thu được thông tin về các vị trí trên hướng gradient mã hoá pha. Dữ liệu đã được biến đổi Fourier sẽ được hiển thị như một bức ảnh bằng cách chuyển đổi cường độ của đỉnh thành cường độ của pixel xuất hiện trong ảnh cắt lớp. Trường nhìn ( FOV-field of view ) hay độ rộng ảnh, trên hướng mã hoá tần số với giả sử rằng thành phần từ hoá ngang được phát hiện trực giao: (6.1) Để tránh hiện tượng cuộn mép ngoài, FOV phải lớn hơn bề rộng của vật thể tạo ảnh. Ta sẽ đi sâu vào vấn đề này trong phần sau. Gradient mã hoá pha thông thường được thay đổi từ giá trị cực đại của gradient Gfmax và giá trị cực tiểu của nó - Gfmax trong 128 hoặc 256 bước bằng nhau. Mối quan hệ giữa Gfmax và FOV là: (6.2) N: số bước mã hoá pha (128 hoặc 256) Tích phân tính trên khoảng thời gian gradient mã hoá pha được bật lên. 6.2. Các yếu tố ảnh6.2.1. Độ phân giải ảnh Khi hai thực thể trên một bức ảnh có thể phân biệt tách rời được, chúng ta nói rằng có thể phân giải được. Khả năng phân biệt tách rời hai thực thể trong một bức ảnh là một hàm của rất nhiều biến: T2, SNR, fS, dslice (chiều dày lớp cắt), kích thước ma trận,... Độ phân giải là thước đo chất lượng của ảnh. Khi hai vật thể cách nhau 1mm có thể phân biệt được trên ảnh thì bức ảnh này có độ phân giải cao hơn khi 2 vật thể đó không thể phân biệt tách rời với nhau. Độ phân giải tỷ lệ nghịch với khoảng cách giữa hai vật thể có thể phân biệt được Hình 6.1: Độ phân giải và kích thước của các pixel Ta có thể dễ dàng nhìn thấy mối quan hệ giữa độ phân giải, FOV, số lượng điểm lấy dữ liệu, N, độ rộng của ảnh. Ta sẽ không bao giờ phân biệt tách rời được 2 vật thể có kích thước nhỏ hơn (FOV/N), hay 1 pixel. Bạn có thể nghĩ rằng, tăng số lượng điểm lấy mẫu dữ liệu của ảnh có thể tăng cường độ phân giải ảnh. Nhưng tăng số lượng điểm lấy dữ liệu sẽ chỉ làm giảm kích thước pixel, nhưng không cải thiện được độ phân giải. Thậm chí với một bức ảnh ít nhiễu và có độ tương phản tốt, ta cũng không thể phân biệt tách rời hai vật thể có kích thước của một pixel bởi sự thay đổi của T*2. Một bức ảnh cộng hưởng từ có thể được xem như sự tổng hợp của phổ NMR của các spin với biểu đồ về không gian tập trung của chúng. Điều này sẽ dễ dàng miêu tả hơn nếu ta giả sử rằng một ảnh 1chiều (h(x)), bao gồm một loại spin. Nếu g(x) là phân bố spin và f(n) là phổ NMR của spin, và là phổ NMR trên một đơn vị khoảng cách với sự xuất hiện của gradient từ trường Gx, khi đó (6.3) Chiều rộng cả dải ở mức nửa độ cao, G là : (6.4) So sánh kết quả h(x) vơi sự kết hợp của phổ NMR g(x) của một loại spin với một phân bố g(x) với T*2 ngắn (G rộng) và T*2 dài (G hẹp). G rộng G hẹp T*2 ngắn T*2 dài Do đó kích thước pixel nên chọn sẽ xấp xỉ: 6.2.2. Độ tương phản trong tạo ảnh Y học Sự tương phản trong một ảnh cộng hưởng từ phụ thuộc rất nhiều vào phương thức mà ảnh được thu lại. Bằng cách đưa vào các xung RF hoặc gradient và với những lựa chọn các khoảng thời gian, có thể làm nổi bật sự khác biệt của các bộ phận trong vật thể được tạo ảnh. Bảng 6.1: Thành phần nước thay đổi ở các mô khác nhau Mô % nước Chất xám 70.6 Chất trắng 84.3 Tim 80.0 Máu 93.0 Xương 12.2 Cơ sở của sự tương phản là mật độ spin trên toàn vật thể. Nếu không có các spin xuất hiện trong một vùng, ta sẽ không thể nhận được các tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân. Các mật độ spin của proton phụ thuộc vào thành phần của nước, các giá trị thông thường của mật độ spin được cho ở bảng 6.1 đối với các mô khác nhau của con người. Xương, do có mật độ spin proton thấp nên tạo ảnh cộng hưởng từ cấu trúc xương ít được sử dụng hơn so với các phương pháp tạo ảnh bằng tia X: - X quang thông thường - X quang cắt lớp vi tính (CT) Có một sự khác biệt nhỏ về mật độ spin proton giữa hầu hết các mô khác nhau trong cơ thể, các cơ chế tương phản thích hợp khác cũng phải được tận dụng. Nhìn chung, những đặc điểm đều dựa trên sự thay đổi trong các giá trị của T1 và T2 đối với các mô khác nhau. Trong thực tế, rất nhiều trường hợp cần chụp ảnh dòng máu. Một lớp cắt sẽ được chọn, và các spin trong lớp cắt được kích thích, tuy nhiên trong khoảng thời gian trước tạo ảnh, các spin trong máu có thể chảy ra khỏi lớp cắt đã chọn và các spin không được kích thích có trong máu mới chảy vào thế chỗ). Điều đó có nghĩa là sẽ không có tín hiệu nào thu được từ các mạch máu đó. Thông thường để đo tốc độ của dòng chảy, một số loại mã hóa pha, nhạy với dòng chảy được sử dụng. Điều này được thực hiện bằng cách đưa vào một gradient từ trường dọc theo hướng mà dòng chảy sẽ được đo. Một gradient lớn làm lệch pha các spin, tùy thuộc vào vị trí của chúng dọc theo gradient. Gradient này sau đó được lật ngược lại, sẽ làm tái hợp pha bất cứ một spin tĩnh nào. Tuy nhiên, các spin đã dịch chuyển sẽ không được tái hợp pha hoàn toàn (hình 6.2). Nếu dòng chảy chỉ gói gọn trong phạm vi một voxel, khi các spin được tạo ảnh, sự khác biệt về pha có thể tính được, và bằng cách thay đổi thời gian giữa các gradient trước và sau khi lật ngược, dòng chảy có thể tính ra được. Sự khuếch tán cũng được đo theo phương thức tương tự, nhưng khi chuyển động của các spin trong phạm vi một voxel không có sự dính kết với nhau thì hiệu ứng khuếch tán chỉ là làm giảm tín hiệu. Hình 6.2: Tạo ảnh mã hóa dòng chảy (a) Các spin được làm lệch pha bởi gradient đưa vào theo hướng x; (b) Sau một khoảng thời gian d gradient được đưa vào theo hướng đối diện; (c) Các spin đang đứng yên sẽ được tái pha hoàn toàn, còn các spin di chuyển dọc theo trục x trong thời gian d sẽ bị dịch pha đi 1 khoảng 6.3. Các loại nhiễu ảnh Đối với bất kỳ phương thức tạo ảnh nào, các bức ảnh cộng hưởng từ luôn có một số lượng các loại nhiễu. Trong phần này, một số loại nhiễu hay gặp sẽ được giới thiệu cùng với các biện pháp khắc phục, hạn chế các loại nhiễu này. 6.3.1. Nhiễu trường Giả định cơ sở của MRI đó là tần số của chuyển động tiến động của spin chỉ phụ thuộc vào biên độ của gradient từ trường đưa vào tại thời điểm đó. Có hai lý do cho thấy tại sao điều này có thể không đúng. Trước tiên, đó là sự tồn tại của hiện tượng dịch chuyển hóa học. Điều này có ảnh hưởng làm dịch chuyển vị trí biểu kiến trong ảnh của một bộ các spin liên kết với các spin khác, thậm chí nếu chúng bắt nguồn từ cùng một phần của mẫu. Nhiễu dịch chuyển hóa học thông thường được chú ý ở những nơi có mỡ và đường biên với các mô khác, ở đó mỡ xung quanh sọ tạo thành 1 dịch chuyển "halo". Nhiễu này có thể được bằng cách "nén" spin, một xung lựa chọn chỉ kích thích các proton có trong mỡ khi xung kích thích ảnh được đưa vào sau đó, các spin mỡ đã ở trạng thái bão hòa, và vì vậy sẽ không tác động tới ảnh nữa. Thứ hai, từ trường tĩnh (B0) có thể không đồng dạng hoàn toàn. Thậm chí, nếu nam châm có được chế tạo tốt đến mấy, những khác biệt về độ nhạy giữa xương, mô và không khí trong cơ thể, ám chỉ rằng trường cục bộ không chắc sẽ được đồng dạng. Nếu sự khác biệt về độ nhạy lớn, từ trường cục bộ cắt ngang một voxel, thay đổi một lượng lớn, giá trị của T2* ngắn và sẽ có ít hoặc không có từ những voxel đó. Hiệu ứng này là hiển nhiên một cách đặc biệt, nếu bất cứ vật thể kim loại nào xuất hiện. Nếu những khác biệt nhỏ hơn, và trường bị ảnh hưởng trên một số voxel tiếp sau, hiệu ứng là một vết nhòe của ảnh. Trong các kỹ thuật 2DFT các biến dạng nhạy xảy ra ở các hướng đọc ra, nhưng ngược lại trong EPI chúng xảy ra trong quá trình mã hóa pha đó là hướng được lật. Lý do của điều này là bởi có các hướng mà tại đó, sự tách biệt về tần số của các pixel là nhỏ nhất. Trong EPI, sự tách biệt này có thể là rất nhỏ vì vậy thậm chí một thay đổi nhỏ về tần số chuyển động cũng có thể được phát hiện. Để làm giảm nhiễu, ta có thể chỉnh sửa cục bộ trường, sử dụng một bộ các cuộn chêm (shimming). Những trường đưa vào này cắt ngang qua mẫu và kết hợp tạo dạng làm tăng sự đồng nhất. Độ nhạy của nhiễu càng hiển nhiên hơn trong các phương thức tạo ảnh nhanh như là EPI và FLASH, và sẽ rất khó để làm giảm mà không bị mất đi tốc độ tạo ảnh nhanh. Một phương pháp để làm giảm sự biến dạng là thu 2 ảnh với gradient mã hóa pha được đưa vào theo 2 hướng ngược nhau. Những biến dạng này cũng sẽ ở các hướng đối diện. 6.3.2. Các nhiễu do quá trình lấy mẫu gây ra. Khi sử dụng bất kỳ một kỹ thuật số hóa nào, thì các yêu cầu về lấy mẫu là không thể thiếu. Một trong những lý thuyết quan trọng nhất trong lấy mẫu là định lý lấy mẫu Nyquist, chỉ ra tần số lớn nhất mà còn có thể lấy mẫu chính xác, cho bởi: (6.5) ở đó T là khoảng giữa các điểm lấy mẫu. Nếu tín hiệu FID bao gồm một thành phần tần số fmax + D, thì nó sẽ xuất hiện một thành phần tần số đối xứng qua gốc là fmax - D. Có thể giải quyết được vấn đề này trong khâu đọc dữ liệu ra, hoặc chuyển hướng bằng cách sử dụng một bộ lọc thông dải để cắt bỏ bất cứ tần số nào có thể gây nhiễu. Trong mã hóa pha ta cần phải đảm bảo rằng có đủ các điểm lấy mẫu tương ứng với lượng mã hóa pha đưa vào. Một lựa chọn khác là khử nhiễu tín hiệu từ bên ngoài trường nhìn (field of view - FOV) sử dụng kích thích của xung RF. Có 3 loại nhiễu xảy ra do lấy mẫu, đặc trưng cho các kỹ thuật DFT 2 chiều, và một loại khác đặc trưng cho EPI, chuyển động của đối tượng tạo ảnh trong quá trình quét gây ra hiện tượng tách vùng. Đây không phải là một vấn đề trong EPI khi ảnh được thu lại trong thời gian ngắn (< 1s), nhưng nó sẽ là một vấn đề đáng lưu tâm nếu ở trong các chuỗi tạo ảnh chậm hơn, chẳng hạn "làm lệch spin". Tùy thuộc vào nguồn gốc của dịch chuyển, ta sẽ có một số các biện pháp khắc phục. Thí dụ như ở tim hay các van hô hấp, quá trình quét được khóa chặt vào một pha cụ thể của các chu kỳ riêng, thường được tận dụng trong tạo ảnh tim. Những chu kỳ này có thể được theo dõi trực tiếp, ví dụ như sử dụng ECG, hay bằng cách lấy mẫu pha của tín hiệu NMR. Trong EPI có một số loại nhiễu lấy mẫu khác nhau, mà ta biết như là nhiễu Nyquist hay bóng mờ N/2. Hiện tượng này xảy ra là bởi trong EPI, các đường thẳng kế tiếp nhau trong không gian k được lấy mẫu dưới các gradient đọc đối ngược nhau. Nếu có bất kỳ sai sót nào trong khâu lấy mẫu hay có sự khác biệt ở các gradient âm và dương, thì sẽ có một đường thẳng được điều biến xen vào trong không gian k, dẫn tới hiện tượng "mờ" của ảnh. Nếu có hiện tượng xếp chồng của ảnh, một dải các đường vân sáng sẽ xuất hiện. Trong EPI , việc đổi chiều (dấu) của gradient không đủ nhanh thì dạng sóng của gradient sẽ không là hình vuông được. Trong thực tế, thông thường sử dụng dạng sóng gradient hình sin. Nếu quá trình lấy mẫu là tuyến tính, đơn giản và sử dụng một gradient có dạng sóng sin sẽ xuất hiện một nhiễu sóng kép trên hướng xoay. 6.3.3. Nhiễu giao thoa với trường bức xạ điện từ ngoài (RF). Khi có bất kỳ bức xạ RF nào của trường ngoài có cùng tần số ở bộ thu thì nó sẽ thu lại và làm xuất hiện một điểm sáng trên ảnh. Phương pháp tốt nhất để loại bỏ nhiễu này là tránh, loại bỏ tất cả các khả năng giao thoa của trường ngoài tới máy quét bằng cách đặt máy trong một phòng kín, có chắn trường điện từ. 6.3.3.1.Dịch chuyển hoá học (Chemical Shift): Artifact dịch chuyển hóa học gây ra bởi sợ dịch chuyển hóa học khác nhau (tần số Larmor) giữa mô mỡ và mô nước. Artifact dịch chuyển hóa học gây ra định vị nhầm pixel giữa các thành phần mô mỡ và nước trong hướng mã hóa tần số bởi mô mỡ và mô nước ở trong cùng một voxel nhưng lại được mã hóa như là đối với hai mô ở hai voxel khác nhau. Vấn đề xảy ra do các proton trong các phân tử mỡ và nước không cộng hưởng tại cùng tần số. Sự dịch chuyển của các thành phần mô nước liên quan với mỡ có thể tạo ra cả vùng khuyết và vùng tăng cường trên đường biên của mô. Độ lớn của artifact tỉ lệ với độ lớn của từ trường B0 và tỉ lệ nghịch với tốc độ lấy mẫu theo hướng mã hóa tần số. Đối với cùng một tốc độ lấy mẫu, B0 càng lớn, thì Artifact càng lớn.Trong ảnh chụp cộng hưởng từ của hai chân này, có artifact dịch chuyển hóa học giữa mỡ và cơ. 6.3.3.2. Partial Volume: Artifact partial volume là tất cả những lỗi nhòe ảnh do kích thước của voxel. Ví dụ, nếu như một voxel nhỏ chỉ chứa tín hiệu của mô mỡ hoặc mô nước, thì voxel lớn có thể chứa tín hiệu của hai loại mô, voxel lớn có độ lớn tín hiệu bằng với trung bình trọng lượng của số mô nước và mô mỡ có trong voxel. Đối với voxel lớn thì độ phân giải của ảnh sẽ kém hơn bởi rất nhiều đặc tính được thể hiện trong mỗi voxel ảnh. 6.3.3.3.Artifact quấn quanh (Wrap Around): Artifact quấn quanh (Wrap around) là hiện tượng ảnh bị mờ do một phần của đối tượng chụp không nằm trong trường quan sát. Đây là hiện tượng artifact do trường nhìn được chọn nhỏ hơn kích thước của đối tượng chụp. Hoặc cụ thể hơn, thì tốc độ số hóa nhỏ hơn giới hạn tần số của một FID hoặc echo (tín hiệu dội). Trong trường hợp này, các cấu trúc giải phẫu nằm ngoài trường quan sát xuất hiện bao quanh và được hiển thị ở cạnh kia của ảnh. Giải pháp cho artifact quấn quanh là chọn trường quan sát lớn hơn, điều chỉnh vị trí ảnh trung tâm, hoặc lựa chọn các cuộn RF nào mà không kích hoạt, hay thu tín hiệu từ các spin của các mô nằm ngoài trường nhìn mong muốn. Ở nhiều máy chụp cộng hưởng từ mới, người ta thường kết hợp việc quá lấy mẫu (Oversampling), lọc số (Digital filtering), và lấy mẫu phần mười (decimation) để loại bỏ artifact quấn quanh. Hình 6.3: Các bước loại bỏ Artifact quấn quanh Quá lấy mẫu (Oversampling) là hiện tượng số hóa tín hiệu trên miền thời gian với tần số lớn hơn nhiều so với cần thiết để có trường nhìn mong muốn. Ví dụ, nếu như tần số lấy mẫu, fs, tăng lên 10 lần, thì trường nhìn sẽ lớn lên 10 lần, do đó sẽ loại bỏ được wrap around. Tuy nhiên, việc số hóa nhanh hơn 10 lần đồng thời cũng làm tăng số lượng dữ liệu thô lên 10 lần, như thế lại tốn nhiều bộ nhớ hơn, và thời gian xử lý tín hiệu cũng theo đó mà tăng lên. Filtering (lọc) là sự loại bỏ một dải tần đã chọn khỏi tín hiệu. Decimation (lấy phần mười) a/b là việc loại bỏ bớt điểm dữ liệu khỏi bộ dữ liệu. Phân số 4/5 có nghĩa là sẽ loại bỏ 4 trên 5 điểm, hay là cứ 5 điểm thì lấy 1 điểm. Như vậy, dữ liệu ảnh sẽ được giảm tới 5 lần (hay còn 1/5) KẾT LUẬN Cộng hưởng từ có thể được xem như là một cuộc cách mạng trong lĩnh vực chẩn đoán hình ảnh. Đây là một phương pháp mới có tính ứng dụng cao, có rất nhiều đặc tính ưu việt và nó có một tiềm năng phát triển vô cùng lớn. Ngày nay, với tốc độ phát triển vượt bậc của khoa học công nghệ hiện đại, cộng hưởng từ ngày càng trở nên phổ biến với những sự cải tiến rõ rệt, độ phân giải tăng lên, thời gian chụp giảm xuống, nên việc tìm hiểu và nghiên cứu phương pháp cộng hưởng từ là một việc hết sức cần thiết và cấp thiết hiện nay khi trợ giúp cho các bác sỹ và các nhà nghiên cứu rất nhiều trong việc tìm ra các phương pháp chữa trị hiệu quả các bệnh hiểm nghèo mà con người mắc phải. Bên cạnh việc sử dụng các phương pháp này độc lập, việc sử dụng kết hợp các phương pháp tạo ảnh khác nhau cũng cho chúng ta các kết quả rất khả quan. Như việc kết hợp giữa tạo ảnh chức năng bằng công nghệ fMRI với tạo ảnh phát xạ positron (PET) hay SPECT và tạo ảnh thể tích, tái dựng 3D... sẽ cho phép các bác sỹ xác định một cách chính xác các tổn thương bên trong đầu, mà không cần thực hiện bước phẫu thuật, có thể có nhiều biến chứng phức tạp. Các kỹ thuật tạo ảnh chẩn đoán nói chung và MRI nói riêng sẽ còn tiếp tục phát triển rất mạnh và mở ra rất nhiều cơ hội không chỉ trong chữa trị cho bệnh nhân mà cả các chuyên gia nghiên cứu khoa học. Những cơ hội mới trong kỹ thuật MRI Số lượng hệ thống MRI và số lượt sử dụng tạo ảnh MRI ngày càng tăng lên rất nhanh trên toàn thế giới, đòi hỏi phải có 1 đội ngũ các chuyên viên quang tuyến được đào tạo trong lĩnh vực MRI để có thể đọc được các bức ảnh cộng hưởng từ. Dựa trên số lượng hệ thống thiết bị MRI hiện tại,ta có thể ước tính mỗi năm cần trên 1000 kỹ thuật viên MRI. Trong lĩnh vực MRI mới đây còn cần thêm 2 vị trí chuyên gia mới đó là: chuyên gia về an toàn sức khoẻ và kỹ thuật viên xử lý thông tin. Chuyên gia an toàn sức khoẻ sẽ hỗ trợ các bệnh viện và các trung tâm chăm sóc sức khoẻ trong việc thiết lập, duy trì bảo dưỡng một hệ thống MRI an toàn. Các kỹ thuật viên xử lý thông tin có nhiệm vụ tìm ra các thuật toán để xử lý thông tin từ các hình ảnh MRI thu được, nhằm thu được nhiều thông tin hơn hoặc tăng cường khả năng hiển thị thông tin của các ảnh MRI. Ngoài ra, do sự phức tạp của hệ thống MRI, các kỹ thuật viên bảo dưỡng, sửa chữa cũng được các nhà sản xuất hoặc các trung tâm lớn thuê để duy trì hệ thống MRI hoạt động ổn định. Các kỹ thuật viên này phải có trình độ về điện, điện tử và có hiểu biết tốt về MRI. Trong bất cứ lĩnh vực nào thì việc đào tạo các môn khoa học cơ bản như: Toán học, Hoá học, Vật lý hay Sinh học là rất cần thiết. Đối với khoa học về MRI cũng không là ngoại lệ, ngoài ra cần phải biết thêm về một số lĩnh vực cụ thể sau: Chất tăng cường tương phản, phát triển các modul tạo ảnh, thiết kế các chuỗi xung tạo ảnh có nhiều ưu điểm. Các kỹ sư Y Sinh và các nhà khoa học vật liệu mới cũng rất cần cho các nghiên cứu phát triển các hệ thống con, phụ trợ. Một trong các hệ thống con, phụ trợ vẫn đang có nhu cầu lớn mà ta có thể thấy là phát triển cuộn tạo ảnh. Ngoài ra, các thiết bị tương thích với hệ thống MRI cũng đang được chú tâm phát triển, các thiết bị đó có thể là: Máy tạo nhịp tim, Máy sốc tim, các ống dẫn dịch bên trong cơ thể,.... Rất nhiều các thiết bị này sẽ được yêu cầu phát triển trong tương lai ở mức nhỏ như: hệ thống vỏ bọc sinh học chống phản xạ cho dây dẫn trong máy tạo nhịp và các khớp nối nhân tạo không sử dụng kim loại nhưng vẫn có chất lượng tương đương. Các chuyên gia về ảnh cũng rất cần cho việc phát triển các thuật toán xử lý ảnh MRI, và các mã thông minh để nhận ra và chẩn đoán các bệnh lý từ ảnh thu được. Các chuyên gia về máy tính cũng cần có để thiết kế các giao diện đồ hoạ thân thiện với người sử dụng hơn trong các phần mềm mới. Gần đây, việc thiết kế các trung tâm MRI và khám chữa bệnh an toàn và hiệu quả cũng rất được quan tâm, cũng là một cơ hội cho các kiến trúc sư thiết kế hệ thống MRI. MRI hay fMRI là một công nghệ còn rất mới mẻ ở nước ta vì vậy trong quá trình thực hiện đề tài không thể tránh khỏi các thiếu sót, em rất mong các nhà nghiên cứu, khoa học về lĩnh vực Y Sinh nói chung và các thày cô giáo và các bạn trong bộ môn nói riêng cùng đóng góp ý kiến xây dựng cho đề tài này, để chúng ta có thể phổ biến rộng rãi cũng như áp dụng thành công ở Việt Nam TÀI LIỆU THAM KHẢO [1].The history of magnetic resonance imaging : , truy nhập cuối cùng ngày 17/12/2007 [2]. Magnetic resonance imaging : , truy nhập cuối cùng ngày 13/01/2008 [3]. Hendee W.R.Medical imaging Physisc , Wiley 2002 [4]. The basis of MRI (Joseph P.Hornak, PhD) from site: www.cis.rit.edu/htbooks/mri/inside.htm [5] Principles of Magnetic Resonance Imaging, chapter2, available: truy cập cuối cùng ngày 19/03/2008 BẢNG ĐỐI CHIẾU THUẬT NGỮ VIỆT-ANH Thuật ngữ tiếng việt Thuật ngữ tiếng Anh Ảnh giả Artifact Ảnh trọng lượng T1 T1 Weighted image Ảnh trọng lượng T2 T2 Weighted image Artifact quấn quanh Wrap Around Artifact Chu kì lặp xung Recovery Time (TR) Chuỗi xung Pulse Sequence Cộng hưởng từ Magnetic Resonance Cộng hưởng từ hạt nhân Nuclear Magnetic Resonance Cuộn bề mặt Surface coil Cuộn cảm ứng Inductive Coil Dải tần số nhận Receiver Bandwidth Dải tần số phát Transmit Bandwidth Dải thông Bandwidth Di pha Rephase Dịch chuyển hóa học Chemical Shift Giãn Relaxation Giãn dọc Longitudinal Relaxation Giãn ngang Transverse Relaxation Góc lật Flip Angle Gradient ghi nhớ xung dội Gradient Recall Echo Hồi pha Dephase Không gian K K-space Lựa chọn lát cắt Slicing Mã hóa không gian Spatial Encoding Mã hóa pha Phase Encoding Mã hóa tần số Frequency Encoding Phân rã cảm ứng tự do Free Inductive Decay Phục hồi nghịch đảo Inversion Recovery Tần số Larmor Larmor Frequency tạo ảnh cộng hưởng từ chức năng Function MRI Tạo ảnh mặt phẳng tín hiệu dội Echo Planar Imaging Thời gian dội tín hiệu Echo Time (TE) Thời gian nghịch đảo Inversion Time (TI) Tỉ số tín hiệu trên nhiễu Signal to Noise Ratio (SNR) Tín hiệu dội spin Spin Echo Trạng thái vững bền Steady State Trường quan sát (Trường nhìn) Field of View Từ hóa tổng M Macroscopic Magnetization ._.