Nghiên cứu các giải pháp xử lý nhiễu trong ảnh của thiết bị chẩn đoán ảnh cộng hưởng từ - MRI

ựng hạ tầng cơ sở xã hội thông tin. Trong đó, công nghệ thông tin và công nghệ điện tử đóng vai trò quan trọng mở đầu cho giai đoạn hình thành và phát triển nền kinh tế tri thức thế giới. Việc tác động của các ngành khoa học cơ bản nh−: Vật lý, Hoá học, Sinh học,… vào trong lĩnh vực công nghệ thông tin, công nghệ điện tử, tự động hoá, cơ khí chính xác, công nghệ sinh học,…là rất tích cực. Chúng đ−ợc ứng dụng rộng rãi trong nhiều lĩnh vực. Một trong những ứng dụng mang tính tích cực và hiệu quả đó là trong y học. Công nghệ “chẩn đoán hình ảnh” trong y học đ−ợc sử dụng trong việc thăm khám ng−ời bệnh. Bởi vì thế mạnh của nó là có thể quan sát trực tiếp bằng mắt những tổ chức bên trong cơ thể mà không cần có các tác động cơ học. Cộng h−ởng từ trong y học là kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh hiện đại, có khả năng chẩn đoán sớm, chính xác với độ tin cậy cao nhất hiện nay, không gây nhiễu xạ và hoàn toàn không gây độc hại cho cơ thể. Thăm khám bằng kỹ thuật cộng h−ởng từ ngày càng trở nên thông dụng ở nhiều chuyên khoa, nh−: thần kinh, cơ x−ơng khớp,…nó thật sự là một tiêu chuẩn vàng trong việc đánh giá các tổn th−ơng bệnh lý. Tuy nhiên, cũng giống nh− các hình ảnh hiện đại khác, ảnh cộng h−ởng từ có nhiễu ảnh do vấn đề thu nhận, số liệu điều chỉnh hoặc quá trình sinh học của bệnh nhân. Th−ờng gặp nhất là: kỹ thuật, số liệu điều chỉnh bao gồm lỗi làm ngắn và xoắn do dòng điện xoay chiều. Lỗi cắt bớt xảy ra ở bề mặt đối quang cao và xuất hiện nh− dạng vòng hay song song gần bờ hình ảnh. Hiện t−ợng đối quang cao là phức tạp nhất, để tính toán yêu cầu số liệu phải lớn. - 2 - Đôi khi làm rút gọn số liệu dùng để tạo ra một số liệu hoàn thành. Mất số liệu này là kết quả trong lỗi t−ơng đ−ơng bộc lộ nh− một nhiễu trong hình ảnh. Luận văn cao học nhằm nghiên cứu về kỹ thuật tạo ảnh cộng h−ởng từ và các giải pháp xử lý nhiễu. Để nâng cao chất l−ợng ảnh của thiết bị cộng h−ởng từ đang đ−ợc sử dụng trong các trung tâm y tế, bệnh viện . Trong quá trình làm luận văn tôi đã tìm hiểu, tiếp thu những kiến thức về xử lý ảnh để thực hiện luận văn theo h−ớng nghiên cứu thử nghiệm xử lý nhiễu trong ảnh cộng h−ởng từ. Luận văn gồm 4 ch−ơng với các nội dung : Ch−ơng 1: Tổng quan về xử lý ảnh trong y tế. Ch−ơng 2: Tìm hiểu về hệ thống tạo ảnh cộng h−ởng từ. Ch−ơng 3: Nghiên cứu các ph−ơng pháp xử lý giảm nhiễu ảnh xung FLAIR . Ch−ơng 4: Xây dựng giải pháp phần mềm giảm nhiễu, cải thiện ảnh xung FLAIR. Kết quả thử nghiệm, đánh giá, nhận xét. Mặc dù đã rất cố gắng nh−ng do còn hạn chế về kiến thức, thời gian và tài liệu nên đồ án của tôi vẫn còn nhiều thiếu sót. Tôi kính mong nhận đ−ợc sự h−ớng dẫn, góp ý và chỉ bảo thêm của các thầy cô giáo và các bạn để giúp tôi hoàn thiện đề tài này. - 3 - Danh mục các chữ viết tắt CT: Computer Tomography FA: Flip Angle FID: Free Free Induction Decay FIR: Finite Impulse Respone FLAIR: Fluid Attenuated Inversion Recorvery FOV : Field of View GE: Gradient Echo IIR: Infinite Impulse Respone IR: Invertion Recovery LMS: Least Mean Squaer MP: Magnetization Preparation MRA: Magnetic Resonance Angiography MRI: Magnetic Resonance Imaging MSE: Mean Square Error NMR: Nuclear Magnetic Resonance PC: Personal Computer PEAR: Phase Encoded Artifact Reduction PSF: Point Spread Function REST: Regional Saturation Techique RF: Radio frequence SAGE: Small Angle Gradient Echo SE: Spin Echo SNR: Signal to Noise Ratio SPIR: Spectral presaturation with inversion recorvery STIR: Short TI Inversion Recovery TE: Echo Time - 4 - TI: Inversion Time TR: Repetition Time TV: Television - 5 - Danh mục các bảng, hình vẽ Bảng 2.1. Tổ hợp các tr−ờng gradient ........................................................ - 26 - Bảng 4.1. Đánh giá kết quả thử nghiệm ..................................................... - 92 - Hình 1.1. Sơ đồ khối hệ thống xử lý ảnh...................................................... - 7 - Hình 1.2. ảnh chụp X quang th−ờng ........................................................... - 9 - Hình 1.3. ảnh chụp não của máy cắt lớp ................................................... - 10 - Hình 1.4. ảnh siêu âm vùng bụng của máy siêu âm.................................. - 10 - Hình 1.5. ảnh chụp não của máy cộng h−ởng từ....................................... - 12 - Hình 2.1. Trạng thái của các hạt nhân trong từ tr−ờng ngoài B0 và sự hình thành véctơ từ hoá ...................................................................................... - 17 - Hình 2.2. Trạng thái của véctơ từ hoá khi có tác động của xung vô tuyến - 18 - Hình 2.3. Quá trình dãn hồi........................................................................ - 19 - Hình 2.4. Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do............................................... - 20 - Hình 2.5. Tiếng vọng spin .......................................................................... - 20 - Hình 2.6. Sơ đồ mạch tách sóng cầu ph−ơng ............................................. - 22 - Hình 2.7. Biểu đồ xung của dãy xung bão hoà phục hồi............................ - 25 - Hình 2.8. Trạng thái của các spin trong lớp cắt khi tác động xung .......... - 27 - Hình 2.9. Mô tả phân bố tần số và pha đặc tr−ng của các spin .................. - 28 - Hình 2.10. Biểu đồ dãy xung trong ph−ơng pháp tiếng vọng spin............ - 30 - Hình 2.11. Xác định độ t−ơng phản trong ảnh. .......................................... - 31 - Hình 2.12. Ph−ơng pháp phục hồi đảo nghịch ........................................... - 34 - Hình 2.13. ảnh h−ởng của xung kích động tạo góc lệch nhỏ đối với véctơ từ hoá dọc ....................................................................................................... - 35 - Hình 2.14. Quan hệ giữa c−ờng độ tín hiệu và góc lệch ............................ - 36 - Hình 2.15. ảnh h−ởng của góc lệch đến độ t−ơng phản ............................ - 37 - - 6 - Hình 2.16. Ph−ơng pháp chuẩn bị véctơ từ hoá.......................................... - 38 - Hình 2.18. Các đặc tính vật lý của mô đ−ợc hiển thị trong ảnh MRI ...... - 43 - Hình 2.19. Sơ đồ các chuỗi xung cơ bản.................................................... - 46 - Hình 2.20. Các yếu tố ảnh h−ởng đến tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu trong ảnh MRI.- 53 - Hình 3.1. Ph−ơng sai của ảnh ra tỷ lệ nghịch số điểm ảnh ........................ - 61 - Hình 3.2. Dạng bộ lọc Gausse.................................................................... - 63 - Hình 3.3. Sơ đồ bộ lọc tuyến tính Wiener.................................................. - 65 - Hình 3.4. Hàm truyền đạt bộ lọc Wiener ................................................... - 68 - Hình 3.5. Kỹ thuật giảm nhiễu nhân bằng lọc đồng hình .......................... - 70 - Hình 3.6. Kỹ thuật giảm nhiễu nhân chập.................................................. - 70 - Hình 4.1. Minh hoạ hệ thống thu nhận ảnh cộng h−ởng từ........................ - 72 - Hình 4.2. Cấu hình hệ thống thu nhận ảnh cộng h−ởng từ......................... - 73 - Hình 4.3. Sơ đồ chức năng của hệ thống lọc nhiễu .................................... - 73 - Hình 4.4. Giao diện xử lý ảnh cộng h−ởng từ xung FLAIR ..................... - 79 - Hình 4.5. ảnh xung FLAIR thu nhận đ−ợc định dạng *Bitmap............... - 81 - Hình 4.6. Lọc trung vị với các cửa sổ khác nhau ....................................... - 85 - Hình 4.7. Lọc Gausse với các cửa sổ khác nhau ........................................ - 86 - Hình 4.8. Lọc đồng hình với các cửa sổ khác nhau ................................... - 86 - Hình 4.9. Lọc Gausse - đồng hình với các cửa sổ khác nhau..................... - 86 - Hình 4.10. ảnh các bệnh lý khác nhau lẫn nhiễu ...................................... - 87 - Hình 4.11. Lọc trung vị 3x3 ....................................................................... - 88 - Hình 4.12. Lọc Gausse 3x3 ........................................................................ - 89 - Hình 4.13. Lọc đồng hình 3x3 ................................................................... - 90 - Hình 4.14. Lọc Gausse và đồng hình 3x3 .................................................. - 91 - - 7 - Ch−ơng 1 Tổng quan về xử lý ảnh y tế 1.1 Hệ thống xử lý ảnh Ngành xử lý ảnh ra đời với mục đích tạo ra các hệ thống máy tính có khả năng “nhìn ” và “nhận biết” đ−ợc ảnh, hỗ trợ khả năng nhìn của con ng−ời và truyền thông ảnh giúp cho con ng−ời có thể “nhìn” các đối t−ợng ở những vị trí mà con ng−ời không nhìn trực tiếp bằng mắt. Xử lý ảnh đang đ−ợc quan tâm, nghiên cứu và ứng dụng trong nhiều lĩnh vực nh− thiên văn, quân sự, y học, khảo cổ học,… Công nghệ điện tử, tin học phát triển mạnh mẽ đã hỗ trợ việc xử lý ảnh số một cách có hiệu quả. Các khối chức năng chính của một hệ xử lý ảnh bao gồm: ƒ Thu nhận ảnh ƒ Số hoá ảnh ƒ Xử lý, phân tích ảnh ƒ Hiển thị, l−u trữ, truyền ảnh. Hình 1.1. Sơ đồ khối hệ thống xử lý ảnh 1.2 Các loại ảnh y tế và đặc điểm 1.2.1. Đặc điểm của quá trình tạo ảnh y tế. Các quá trình tạo ảnh y tế th−ờng qui có thể đ−ợc chia thành hai giai đoạn nh− sau: Nén l−u trữ truyền ảnh ảnh liên tục ảnh số đối t−ợng Hiển thị ảnh Bộ cảm biến (camera) Xử lý ảnh phân tích ảnh tín hiệu phi điện tín hiệu ảnh Dữ liệu ảnh ảnh đã xử lý Số hoá ảnh - 8 - ƒ Thu thập dữ liệu liên quan tới các t−ơng tác của một vài dạng bức xạ đối với mô. ƒ Biến đổi các dữ liệu này vào trong ảnh (hoặc trong một tập ảnh) thông qua các ph−ơng pháp toán học và các công cụ tính toán. Trong khi các quá trình tạo ảnh thông th−ờng là trực tiếp và theo trực giác thì quá trình tạo ảnh y tế là quá trình gián tiếp và trong nhiều tr−ờng hợp là ng−ợc lại với trực giác. Do các ảnh y tế hiện đại đ−ợc tạo bởi các quá trình xử lý, tái tạo hoặc xây dựng lại một ảnh từ cơ sở dữ liệu t−ơng tác của các mô với các bức xạ nên quá trình này th−ờng đ−ợc coi là quá trình tái tạo và các ảnh này đ−ợc gọi là các ảnh tái tạo lại. Có thể nói rằng đối với mỗi đối t−ợng khác nhau và đối với các mục đích quan sát khác nhau thì chúng ta có thể sử dụng các ph−ơng pháp tạo ảnh khác nhau, nh−: X quang th−ờng, chụp cắt lớp bằng tia X, cộng h−ởng từ, siêu âm hay bằng trở kháng điện cơ thể,… 1.2.2. Các loại ảnh y tế a. ảnh X- quang Công nghệ chẩn đoán quang tuyến là công nghệ tạo ảnh nhờ ứng dụng tia X- một nguồn năng l−ợng bức xạ từ bóng X- quang. Máy X- quang là thiết bị tạo ảnh về cấu trúc bên trong của đối t−ợng nghiên cứu trên cơ sở ứng dụng tính chất lý hoá của tia Rơnghen (tia X). Chùm tia X khi xuyên qua một vật thể (ví dụ cơ thể ng−ời bệnh) sẽ bị suy giảm. Sự suy giảm này không đồng đều mà khác nhau, phụ thuộc vào khả năng hấp thụ tia X của vật chất và đ−ợc đánh giá bởi công thức Lamber-Beer: pseII à−= .0 (1.1) Trong đó: I0: Năng l−ợng chùm tia tới I: Năng l−ợng chùm tia sau khi đi qua đối t−ợng - 9 - s: Chiều dày của đối t−ợng p: Mật độ vật chất trung bình của đối t−ợng à: Hệ số suy giảm khối l−ợng. Hệ số à biểu thị cấu trúc vật chất của các đối t−ợng và phụ thuộc vào năng l−ợng bức xạ. Hình 1.2. ảnh chụp X quang th−ờng Chùm tia X đã đ−ợc biến đổi sau khi xuyên qua vật thể, sẽ tác động vào một vật hiện hình, từ đó tạo ra một hình ảnh tổng thành của toàn bộ thể tích đ−ợc tia X chiếu qua. Vật hiện hình có thể là phim, màn huỳnh quang, bóng tăng sáng,…. b. ảnh chụp cắt lớp vi tính Máy chụp cắt lớp điện toán là một thiết bị tạo ảnh số, công cụ cao cấp trong hệ thống kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh y học. Nó đ−ợc dùng để thu thập và tái tạo hình ảnh các lớp cắt thuộc nhiều bộ phận khác nhau của cơ thể. Máy chụp cắt lớp điện toán cũng ứng dụng nguồn bức xạ X- quang và thuộc tính suy giảm của tia X khi xuyên qua các vật thể có độ hấp thụ khác nhau. Khi bức xạ quang tuyến xuyên qua 1 lớp và vuông góc với trục của cơ thể ng−ời, tới một bộ phát hiện (Detecter) gồm nhiều tế bào ghi nhỏ để đo bức xạ quang tuyến đã bị suy yếu khi đi qua các vùng khác nhau của cơ thể. Hai - 10 - bộ phận này (nguồn phát tia - bóng X quang và thiết bị đo - bộ phát hiện) liên kết hữu cơ với nhau, quay quanh cơ thể và cho phép thực hiện hàng ngàn phép đo trong một vòng quay 3600. Những dữ liệu đo đ−ợc sẽ đ−ợc ghi vào bộ nhớ. Hệ thống máy tính điện tử sẽ tính toán, xử lý dữ liệu này và tái tạo lại hình ảnh của các lớp cắt. Hình 1.3. ảnh chụp não của máy cắt lớp c. ảnh siêu âm Cơ sở tạo ảnh bằng ph−ơng pháp siêu âm là sự phản hồi của sóng âm từ các cơ quan nội tạng trong cơ thể. Tần số của sóng âm trong các thiết bị siêu âm chẩn đoán từ 1Mhz - 10Mhz và sóng âm đ−ợc ứng dụng là sóng dọc có thể lan truyền trong môi tr−ờng của rắn - lỏng - khí. Thiết bị tạo nên sóng âm gọi là đầu dò siêu âm. Hình 1.4. ảnh siêu âm vùng bụng của máy siêu âm - 11 - Sự phản hồi của sóng âm từ các cơ quan nội tạng trong cơ thể phụ thuộc vào : - Tốc độ lan truyền của sóng âm trong môi tr−ờng. - Trở kháng âm của môi tr−ờng. - Sự hấp thụ của các cơ quan nội tạng. - Cấu trúc hình học của các cơ quan nội tạng. Đầu dò máy siêu âm thực hiện cả chức năng: phát và thu sóng siêu âm. Khi phát đầu dò biến đổi các xung điện áp thành sóng siêu âm, sóng siêu âm đ−ợc phát ra d−ới dạng chùm tia. Để hội tụ chùm tia tại những độ sâu nhất định ng−ời ta dùng những thấu kính âm thanh. Khi thu, sóng siêu âm đập vào đối t−ợng thăm khám nó sẽ dội ng−ợc lại đầu dò và sẽ đ−ợc đầu dò biến đổi thành điện áp. Với những đầu dò có tần số cao thì độ phân giải sẽ cao và độ xuyên sâu của chùm tia sóng âm sẽ thấp. Với những đầu dò có tần số thấp thì độ phân giải sẽ thấp và độ xuyên sâu của chùm tia sóng âm sẽ cao. Chính vì vậy, tuỳ vào chức năng thăm khám mà có thể chọn đầu dò thích hợp. d. ảnh cộng h−ởng từ Nguyên lý của cộng h−ởng từ không sử dụng tia X mà dựa vào một nguyên tắc hoàn toàn khác để tạo ra hình ảnh. ảnh cộng h−ởng từ liên quan tới sự hấp thu đặc biệt năng l−ợng xung radio của nguyên tử. Nguyên tử hydrogen có rất nhiều trong các mô của cơ thể con ng−ời, hạt nhân nguyên tử này chỉ có một proton. Khi những proton của nguyên tử hydrogen của các mô đ−ợc đặt trong một từ tr−ờng có c−ờng độ lớn và đ−ợc cung cấp năng l−ợng d−ới dạng những sóng có tần số radio thì khi ngừng cung cấp những sóng đó, hệ thống sẽ hồi trả lại năng l−ợng và các proton sẽ phát ra các tín hiệu. Các tín hiệu này đ−ợc các bộ phận trong thiết bị và máy vi tính thu nhận và xử lý để tạo ra hình ảnh. - 12 - Hình 1.5. ảnh chụp não của máy cộng h−ởng từ 1.3 Phạm vi ứng dụng của xử lý ảnh trong lĩnh vực y học Trong lĩnh vực y học, ứng dụng của xử lý ảnh đang đ−ợc nhiều nhóm nghiên cứu ở các n−ớc quan tâm. Những tiến bộ kỹ thuật của chẩn đoán hình ảnh hỗ trợ rất hiệu quả cho việc chẩn đoán lâm sàng, chẳng hạn X- quang cho biết các thông tin về x−ơng, phổi, dạ dày, thận,….ảnh siêu âm thông tin về các mô mềm, tim, gan, mật, bàng quang, thai nhi,…Công nghệ chẩn đoán hình ảnh trên thế giới từ những thập niên cuối thế kỷ 20 trở về đây phát triển với tốc độ nhanh để đáp ứng yêu cầu chăm sóc sức khoẻ con ng−ời ngày càng cao. Trong khi đó các thiết bị chẩn đoán hình ảnh thế hệ cũ đã lạc hậu và xuống cấp, hạn chế việc thăm khám. Do vậy, hiện nay tồn tại song song hai h−ớng nghiên cứu, xử lý ảnh y học. ƒ Phát triển, nâng cao các ứng dụng trong máy siêu âm màu, siêu âm ba chiều, siêu âm bốn chiều, máy chụp cắt lớp vi tính ( Computed Tomography- CT), máy chụp cộng h−ởng từ (Magnetic Resonance Imaging- MRI). - 13 - ƒ Trên cơ sở thiết kế đã có của các thiết bị chẩn đoán hình ảnh, xử lý những hạn chế để cải thiện, nâng cấp chất l−ợng, trích chọn đặc tr−ng, nhận dạng ảnh bằng máy tính theo các mục đích quan sát khác nhau. ảnh y học khi đ−ợc l−u trữ trên máy tính thuận lợi cho việc chẩn đoán, nghiên cứu và giải phẫu đ−ợc nhanh và chính xác hơn. Ngoài ra, việc xử lý ảnh bằng máy tính còn thực hiện l−u trữ các thông tin về bệnh nhân giúp cho các bác sỹ có thể chẩn đoán cho bệnh nhân ở những khoảng cách xa và trao đổi thông tin giữa các cơ sở y tế. Luận văn này tập trung nghiên cứu về ảnh cộng h−ởng từ và giải pháp xử lý nhiễu trong ảnh cộng h−ởng từ . - 14 - Ch−ơng 2 Tìm hiểu về hệ thống tạo ảnh cộng h−ởng từ 2.1 Giới thiệu chung Chụp cắt lớp cộng h−ởng từ là một kỹ thuật tạo ảnh th−ờng sử dụng chủ yếu trong y học để tạo ra các ảnh có chất l−ợng cao về cấu trúc bên trong cơ thể con ng−ời. MRI dựa trên cơ sở nguyên lý cộng h−ởng từ hạt nhân (Nuclear Magnetic Resonance - NMR), một kỹ thuật phân tích phổ sử dụng trong nghiên cứu khoa học để thu đ−ợc các thông tin vi mô về cấu trúc vật lý hay hoá học của phân tử. Từ cuối những năm 70 của thế kỷ tr−ớc, kỹ thuật này ít đ−ợc gọi là chụp cắt lớp cộng h−ởng từ hơn so với tên gọi chụp cắt lớp cộng h−ởng từ hạt nhân (CHTHN). MRI ban đầu đ−ợc sử dụng làm một ph−ơng pháp chụp cắt lớp, tức là tạo ra một ảnh tín hiệu NMR trong một lớp cắt mỏng xuyên qua cơ thể con ng−ời. Ngày nay, MRI đã đ−ợc mở rộng từ ph−ơng pháp chụp ảnh lớp cắt thành ph−ơng pháp chụp ảnh khối thể tích. [3] Quá trình phát triển của MRI bắt đầu từ những năm 50 của thế kỷ tr−ớc. Felix Bloch và Edward Purcell, hai nhà khoa học đ−ợc giải Nôbel năm 1952 đã phát hiện ra hiện t−ợng cộng h−ởng từ độc lập với nhau vào năm 1946. Trong thời kỳ từ năm 1950 đến 1970, NMR đã đ−ợc phát triển và sử dụng cho phân tích phân tử về vật lý và hoá học. Vào năm 1971, Raymond Damadian chỉ ra rằng thời gian dãn hồi (hồi phục) từ nguyên tử của các mô và khối u khác nhau, từ đó thúc đẩy các nhà khoa học nghiên cứu việc ứng dụng cộng h−ởng từ trong chẩn đoán bệnh. Năm 1973, Hounsfield giới thiệu máy chụp cắt lớp vi tính (Computer Tomography - CT) trên cơ sở tia X quang. Đây là thời điểm quan trọng đối với MRI bởi vì các bệnh viện đã sẵn sàng bỏ ra những khoản tiền lớn đầu t− cho thiết bị chụp ảnh y học. MRI lần đầu tiên đ−ợc chứng minh trong một mẫu ống thử nghiệm nhỏ bởi Paul Lauterbur trong cùng năm này. Ông sử dụng kỹ thuật chiếu ng−ợc t−ơng tự nh− trong - 15 - CT. Năm 1975, Richard Ernst đề xuất MRI sử dụng việc mã hoá pha và tần số và biến đổi Fourier. Kỹ thuật này là nền tảng của kỹ thuật MRI hiện nay. Một vài năm sau đó, vào năm 1977, Raymond Damadian trình bày ph−ơng pháp MRI toàn bộ cơ thể. Cũng trong năm đó, Peter Mansfield phát triển kỹ thuật chụp ảnh hai chiều tiếng vọng (Echo Planar Imaging - EPI). Kỹ thuật này đ−ợc phát triển những năm sau đó để chụp ảnh đ−ợc ở tốc độ thu hình (30ms/ảnh). Edelstein tiến hành chụp ảnh cơ thể theo ph−ơng pháp của Ernst vào năm 1980. Một ảnh đơn có thể thu nhận đ−ợc trong khoảng 5 phút theo kỹ thuật này. Năm 1986, thời gian chụp giảm xuống còn 5 giây mà không giảm nhiều về chất l−ợng ảnh. Cũng trong năm này, ng−ời ta phát triển kính hiển vi sử dụng NMR, cho phép thu đ−ợc độ phân giải 10àm trên một khoảng xấp xỉ 1cm. Vào năm 1987, ph−ơng pháp chụp ảnh hai chiều tiếng vọng đ−ợc sử dụng để chụp ảnh chuyển động thời gian thực của một chu kỳ nhịp tim đơn. Cũng trong năm này, Charles Dumoulin đã hoàn thiện kỹ thuật chụp mạch cộng h−ởng từ (Magnetic Resonance Angiography - MRA), cho phép chụp ảnh dòng chảy của máu mà không cần sử dụng chất tăng t−ơng phản (chất đối quang). Năm 1991, Richard Ernst đã thành công trong MRI và NMR dùng biến đổi Fourier xung và đ−ợc nhận giải Nôbel về hoá học. Năm 1993, MRI chức năng (Function MRI - FMRI) đ−ợc phát triển. Kỹ thuật này cho phép khảo sát về chức năng của các vùng khác nhau trong bộ não con ng−ời. Những năm gần đây, nhiều nhà chẩn đoán muốn phát triển các ứng dụng chủ yếu của kỹ thuật chụp hai chiều tiếng vọng vào chụp tim thời gian thực. Sự phát triển của FMRI mở ra một ứng dụng mới cho EPI về chụp ánh xạ chức năng các vùng của bộ não đáp ứng kiểm tra t− duy và vận động của dây thần kinh. Năm 1994, các nhà nghiên cứu của Đại học quốc gia New York tại Stony Brook và Đại học Princeton trình bày ph−ơng pháp chụp ảnh nhờ khí Xenon 129Xe để nghiên cứu hô hấp. MRI thực sự là một lĩnh vực khoa học rất mới nh−ng không ngừng lớn mạnh nhanh chóng. - 16 - 2.2 Hiện t−ợng cộng h−ởng từ hạt nhân Cơ sở vật lý của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN là hiện t−ợng CHTHN. Hiện t−ợng cộng h−ởng từ hạt nhân chính là sự t−ơng tác có chọn lựa của các hạt nhân nguyên tử đặt trong từ tr−ờng không đổi với thành phần từ tính của sóng điện từ đi qua. Hiện t−ợng này chỉ có thể khảo sát chính xác trên cơ sở cơ học l−ợng tử. ở đây ta chỉ đề cập một số vấn đề cần thiết làm cơ sở để nghiên cứu nguyên lý hoạt động của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN. Nguyên tử bao gồm hạt nhân, nó đ−ợc bao quanh bởi một hoặc nhiều điện tử. Hạt nhân bao gồm một hoặc nhiều phần tử tích điện d−ơng gọi là proton và có thể bao gồm những phần tử không tích điện gọi là neutron. Trong tự nhiên, hạt nhân của nguyên tử hydrogen có cấu tạo đơn giản nhất, nó chỉ chứa một proton và không chứa neutron. Trong cộng h−ởng từ nguyên tử hydrogen có những −u điểm sau : ƒ Đó là nguyên tố phổ biến nhất trong cơ thể ng−ời ƒ Nó có độ nhậy cao nhất đối với cộng h−ởng từ Đây chính là lý do vì sao trong kỹ thuật tạo ảnh bằng cộng h−ởng từ ng−ời ta chỉ dùng proton của hydrogen. [1] Hạt nhân nguyên tử của một số nguyên tố hoá học (không phải tất cả các nguyên tố hoá học) có mômen động l−ợng riêng (mômen động l−ợng spin). Sự quay của hạt nhân với điện tích d−ơng dẫn đến sự xuất hiện từ tr−ờng đ−ợc đặc tr−ng bởi mômen từ → pm và làm cho hạt nhân nguyên tử có thể đ−ợc coi nh− một l−ỡng cực từ. Khi không có từ tr−ờng ngoài, các l−ỡng cực từ định h−ớng bất kỳ trong không gian. Khi đặt một mẫu vật chứa các nguyên tử có hạt nhân có mômen từ riêng (chẳng hạn nh− proton) vào từ tr−ờng không đổi B0, thì các l−ỡng cực từ sẽ định h−ớng chủ yếu theo từ tr−ờng này làm xuất hiện véctơ từ hoá (t)M → . - 17 - Hình 2.1. Trạng thái của các hạt nhân trong từ tr−ờng ngoài B0 và sự hình thành véctơ từ hoá Xét tr−ờng hợp khi có thể bỏ qua các hiện t−ợng phân tán và giữa véctơ → pm của mỗi l−ỡng cực riêng biệt với véctơ c−ờng độ từ tr−ờng ngoài → οH tồn tại một góc nào đó. Trong tr−ờng hợp này l−ỡng cực sẽ bắt đầu quay, ph−ơng trình mô tả chuyển động quay hoàn toàn t−ơng đ−ơng với ph−ơng trình tiến động của vật rắn quanh một trục cố định khi có ngoại lực tác dụng. Tần số tiến động sẽ là: οω = γ H0 (2.1) γ là tỷ số từ hồi chuyển Tần số οω đ−ợc gọi là tần số Larmor . Tính chất quan trọng nhất của nó trong các bài toán chẩn đoán là sự tỷ lệ thuận của nó với c−ờng độ từ tr−ờng bên ngoài → οH . Rõ ràng là có thể điều khiển tần số tiến động οω bằng cách thay đổi → οH . Chẳng hạn nếu để → οH phụ thuộc vào toạ độ thì có thể định vị các khu vực trong cơ thể với tần số xác định. Giả thiết véctơ B0 đ−ợc h−ớng theo dọc trục Oz của một hệ quy chiếu thí Khi không có từ tr−ờng ngoài N S B0 Khi có từ tr−ờng ngoài Y Z X → M - 18 - nghiệm cố định. Khi này, thành phần theo trục Z của véctơ từ hoá là Mz có giá trị M0, thành phần này th−ờng đ−ợc gọi là véctơ từ hoá dọc. Thành phần Mx, My gọi là véctơ từ hoá ngang khi này bằng 0. Để kích hoạt sự tiến động của các hạt nhân với mục đích sau đó ghi nhận tín hiệu CHTHN phát ra ta sử dụng xung vô tuyến H(t) có tần số 0ω . Khi chịu tác động của xung vô tuyến, véctơ )t( → M dịch chuyển lệch khỏi trục Oz h−ớng về phía trục Oy và không rời khỏi mặt phẳng Oyz. Góc lệch sau thời gian τ sẽ là: τωα 1= (2.2) Góc này th−ờng đ−ợc chọn bằng π/2 hoặc π bằng cách tạo độ rộng hoặc biên độ t−ơng ứng cho xung kích động cao tần. Khi H(t)H = là xung với độ rộng hữu hạn τ, có thể xác định góc α theo công thức sau:[3] ∫−= τ o 1(t)dtHγα (2.3) Hình 2.2. Trạng thái của véctơ từ hoá khi có tác động của xung vô tuyến Khi không còn các tác động khác lên véctơ → M ngoài từ tr−ờng bên ngoài, véctơ → M sẽ quay dần về h−ớng véctơ B0, sự quay về, còn gọi là sự dãn X Y Z α Xung RF → M Khi có xung RF tác động X Y Z → M Khi xung RF 900 tác động X Y Z → M Khi không có xung RF B0 - 19 - hồi này có hai thời gian đặc tr−ng là T1 và T2. Hình 2.3. Quá trình dãn hồi Hằng số thời gian T1 đặc tr−ng cho quá trình giảm về giá trị ở trạng thái cân bằng của thành phần Mz. Thời gian này đ−ợc gọi là thời gian dãn hồi spin - mạng. Hằng số thời gian T2 đặc tr−ng cho quá trình dãn hồi về vị trí cân bằng của véctơ từ hoá ngang Mxy đ−ợc gọi là thời gian dãn hồi spin - spin. Nhìn chung T2 ≤ T1. Véctơ từ hoá trong mặt phẳng XY trở về 0 tr−ớc khi véctơ từ hoá dọc tăng dần đến giá trị cân bằng. Quá trình dãn hồi sẽ kích hoạt cuộn dây của thiết bị thu (anten) tạo ra một tín hiệu cao tần cảm ứng, tín hiệu này đ−ợc gọi là tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do (THSCT) FID (Free Induction Decay). Biên độ của tín hiệu này (chính xác hơn là tỷ lệ của biên độ FID so với biên độ của tín hiệu kích động) mang thông tin về l−ợng proton của chất đang xét tại khu vực kích động hay mật độ proton. Dựa vào tốc độ suy giảm của tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do có thể xác định thời gian dãn hồi T2 đặc tr−ng cho thành phần hoá học của chất đang xét. Sự tăng của thành phần Z trong véctơ từ hoá cho ta thông tin về thời gian dãn hồi spin - mạng T1. X Y Z → M - 20 - Hình 2.4. Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do Một vấn đề quan trọng nữa trong hiện t−ợng cộng h−ởng từ hạt nhân là hiệu ứng tiếng vọng spin (spin echo). Hiệu ứng tiếng vọng spin thuộc về lĩnh vực cơ học l−ợng tử và việc mô tả chính xác hiệu ứng này khá phức tạp. Để đơn giản, chúng ta chỉ cần hiểu rằng hiệu ứng đ−ợc tạo ra bằng cách hình thành xung kích động π sau khi kết thúc tác động của xung π/2 một khoảng thời gian là TE/2. Tại thời điểm TE (Echo Time), đ−ợc gọi là thời gian tiếng vọng, sẽ xuất hiện một tín hiệu mới gọi là tiếng vọng spin.[3] Hình 2.5. Tiếng vọng spin THSCT t Tiếng vọng spin THSCT TE TE/2 π/2 π t t - 21 - Nếu từ tr−ờng tĩnh → H dùng để định h−ớng sơ bộ các spin lại không cố định mà phụ thuộc vào toạ độ, thì tần số tiến động Larmor cũng sẽ phụ thuộc vào toạ độ. Sự phụ thuộc này xác định đơn trị một điểm trong thể tích nếu sự phụ thuộc c−ờng độ từ tr−ờng H vào toạ độ là t−ơng ứng đơn trị. Dạng quan hệ t−ơng ứng đơn trị đơn giản nhất có thể thực hiện bằng các thiết bị kỹ thuật nh− các cuộn dây cảm ứng là quan hệ tuyến tính theo một hay hai biến. Do các hệ số tại các toạ độ x, y, z trùng với các gradient của tr−ờng H, nên tr−ờng phụ thuộc tuyến tính vào toạ độ đ−ợc gọi là tr−ờng gradient, còn các cuộn dây t−ơng ứng gọi là các cuộn gradient. Khi tr−ờng gradient đ−a vào theo 1 chiều, chẳng hạn chiều Oz, vị trí hình học của các điểm có cùng tần số Larmor sẽ là thiết diện cắt vật thể bởi mặt phẳng vuông góc với trục Oz. Nếu trong không gian thể tích cùng với thành phần z thay đổi tuyến tính của tr−ờng ta tạo ra cả thành phần y cũng thay đổi tuyến tính, thì vị trí hình học của các điểm có cùng tần số Larmor sẽ là đoạn thẳng song song với trục Ox. Cuối cùng, nếu c−ờng độ từ tr−ờng → H của từ tr−ờng ngoài có các thành phần thay đổi tuyến tính theo h−ớng của tất cả ba trục thì tất cả các điểm của thể tích vật thể sẽ có các tần số Larmor khác nhau. Việc thu nhận tín hiệu CHTHN đ−ợc thực hiện bởi cuộn thu (đóng vai trò anten). Sơ đồ thực hiện kỹ thuật việc thu và xử lý FID th−ờng gọi là bộ tách sóng cầu ph−ơng. Tính toán và thực tế chỉ ra rằng tín hiệu CHTHN nhận đ−ợc bởi cuộn thu và đ−ợc xử lý bằng bộ tách sóng cầu ph−ơng chính là biến đổi Fourier của mật độ proton trong chất đang khảo sát. Do đó bằng cách thay đổi tr−ờng gradient có thể thông qua thực nghiệm tìm đ−ợc ảnh của hàm mật độ proton, sau đó dùng biến đổi Fourier ng−ợc xác định mật độ proton, cũng chính là mật độ mô trong cơ thể. - 22 - Hình 2.6. Sơ đồ mạch tách sóng cầu ph−ơng 2.3 Nguyên lý cơ bản tạo ảnh trong thiết bị Trong các phần trên, ta đã khảo sát thấy khi véctơ từ hoá tiến động quanh trục Z, nó sẽ gây ra một dòng điện cảm ứng trong cuộn dây cuốn quanh trục X. Đồ thị của dòng điện có dạng hàm hình sin suy giảm theo thời gian, đó là tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do (THSCT). Việc định vị không gian đối với lớp cắt đ−ợc thực hiện bằng tr−ờng gradient. Dạng thông dụng nhất của tr−ờng gradient là tr−ờng một chiều tuyến tính. Từ tr−ờng gradient một chiều dọc trục X trong từ tr−ờng chính B0 chỉ ra rằng từ tr−ờng tăng dần theo chiều trục X. Ký hiệu của tr−ờng gradient theo trục X, Y, Z t−ơng ứng là Gx, Gy, Gz.[3] 2.3.1. Mã hoá tần số Điểm ở tâm nam châm nơi (X,Y,Z) = (0,0,0) đ−ợc gọi là đồng tâm của nam châm. Từ tr−ờng tại đồng tâm bằng B0 và tần số cộng h−ởng là νο. Nếu áp tr−ờng gradient tuyến tính lên các vùng chứa spin, chúng sẽ chịu tác động của các từ tr−ờng khác nhau. Kết quả là nhận đ−ợc phổ CHTHN của nhiều tín hiệu. Biên độ của tín hiệu tỷ lệ với số spin trong Tần số chuẩn Anten Mạch phối hợp Khuếch đại sơ bộ Bộ tách sóng Bộ lọc tần số thấp Bộ dịch pha 900 SI SII Bộ lọc tần số thấp Bộ tách sóng - 23 - mặt phẳng trực giao với tr−ờng gradient. Thủ tục này gọi là mã hoá tần số và tạo ra tần số cộng h−ởng khác nhau tỷ lệ (t−ơng xứng) với vị trí spin. ν = γ ( Bo + x Gx ) = νo + γ x Gx (2.4) x = ( ν − νo ) / (γ Gx ) (2.5) Nguyên tắc này là cơ sở của toàn bộ kỹ thuật tạo ảnh CHTHN. 2.3.2. Chọn lớp Chọn lớp trong chụp cắt lớp CHTHN thực chất là chọn các spin trong một mặt phẳng cắt qua đối t−ợng. Nguyên lý chọn lớp đ−ợc biểu diễn thông qua ph−ơng trình cộng h−ởng. Việc chọn lớp đ−ợc thực hiện bằng cách áp dụng một tr−ờng gradient tuyến tính một chiều trong quá trình đ−a vào xung kích động 900. Một xung 900 đ−ợc đ−a vào đồng thời với tr−ờng gradient sẽ quay các spin nằm trong một lớp cắt hay một mặt phẳng cắt qua đối t−ợ._.ng. Hình ảnh giống nh− khi ta xem xét một khối lập ph−ơng chứa các véctơ từ hoá nhỏ. Để hiểu đ−ợc quá trình này chúng ta cần xem xét phổ tần số của một xung 900.Một xung 900 chứa đựng một dải tần số nhất định. Vấn đề này có thể hiểu rõ khi sử dụng định lý tích chập. Phổ tần của một xung vuông 900 có dạng xung hình sinc (sinc(x) = sinx/x). Biên độ của hàm sinc lớn nhất tại tần số xung RF (tần số lặp lại của xung). Tần số này sẽ bị quay đi 900 còn các tần số lớn hơn hay nhỏ hơn sẽ quay đi một góc nhỏ hơn. Việc áp dụng xung 900 này với tr−ờng gradient theo chiều trục X sẽ quay một số spin trong mặt phẳng trực giao với trục X. Từ “một số” đ−ợc sử dụng do một số tần số cần có tr−ờng B1 nhỏ hơn khi thực hiện góc quay 900. Do đó, các spin đã chọn thực tế không tạo thành một lớp cắt. Giải pháp để nhận đ−ợc một lớp cắt mỏng là định dạng xung 900 d−ới dạng hình sinc. Xung hình sinc có phân bố tần số dạng vuông. Sau đây, ta sẽ khảo sát các khái niệm về tr−ờng gradient mã hoá pha và cách kết hợp nó với tr−ờng gradient chọn lớp và tr−ờng gradient mã hoá tần - 24 - số, từ đó hiểu đ−ợc nguyên lý chụp cắt lớp CHTHN nhờ biến đổi Fourier hiện nay. 2.3.3. Mã hoá pha Tr−ờng gradient mã hoá pha là một tr−ờng gradient bổ sung vào từ tr−ờng chính B0. Tr−ờng gradient mã hoá pha tiến hành truyền cho véctơ từ hoá ngang một góc pha xác định. Góc pha này phụ thuộc vào vị trí của véctơ từ hoá ngang. Ví dụ, giả sử rằng chúng ta có miền khảo sát gồm các vùng chứa spin. Véctơ từ hoá ngang từ mỗi spin đã quay tới một vị trí trên trục X. Các véctơ có cùng độ dịch chuyển hoá học và do đó trong từ tr−ờng đồng nhất chúng có cùng tần số Larmor. Nếu đ−a vào một tr−ờng gradient dọc theo trục X, các véc tơ sẽ tiến động xung quanh h−ớng của từ tr−ờng đó ở tần số cho bởi ph−ơng trình cộng h−ởng: ν = γ ( Bo + x Gx) = νο + γ ξ Gx (2.6) Khi có tr−ờng gradient mã hoá pha, mỗi véctơ từ hoá ngang có tần số Larmor riêng của nó. Nh− vậy cho tới đây, quá trình mã hoá pha cũng giống nh− quá trình mã hoá tần số. Sự khác biệt là khi tr−ờng gradient đ−ợc ngắt đi, từ tr−ờng chính bên ngoài tác động lên từng spin trên thực tế là giống nhau. Do đó, tần số Larmor của từng véctơ từ hoá ngang sẽ giống nhau. Bên cạnh đó, góc pha θ của từng véc tơ lại không giống nhau. Góc pha trở thành góc giữa một trục tham chiếu gọi là trục Y và véctơ từ hoá ngang tại thời điểm từ tr−ờng mã hoá pha đ−ợc ngắt đi. Hoàn toàn giống nh− trong ví dụ về mã hoá tần số, nếu ta có một vài cách nào đó để đo tần số (trong tr−ờng hợp này là pha) của các véctơ từ hoá ta có thể xác định cho chúng một vị trí trên trục X. Bây giờ chúng ta đã sẵn sàng để khảo sát dãy xung tạo ảnh trong ph−ơng pháp sử dụng biến đổi Fourier đơn giản. - 25 - 2.3.4. Nguyên lý tạo ảnh lớp cắt nhờ biến đổi Fourier Xét biểu đồ thời gian của một dãy xung tạo ảnh bao gồm tín hiệu tần số vô tuyến, tr−ờng gradient và tín hiệu ở dạng hàm thời gian. Dãy xung tạo ảnh đơn giản nhất là dãy xung bão hoà phục hồi, bao gồm một xung 900 kích thích lớp cắt, một xung gradient chọn lớp, một xung gradient mã hoá tần số, một xung gradient mã hoá pha và tín hiệu. Xung đối với 3 tr−ờng gradient biểu diễn biên độ và độ rộng (thời gian tồn tại) của tr−ờng gradient. Trên thực tế biểu đồ thời gian của dãy xung này phức tạp hơn một chút, ở đây biểu đồ này đ−ợc đơn giản hoá nhằm mục đích giới thiệu. Hình 2.7. Biểu đồ xung của dãy xung bão hoà phục hồi Thời điểm bắt đầu dãy xung này là thời điểm đ−a vào tr−ờng gradient chọn lớp cắt. Xung RF kích thích đ−ợc đ−a vào cùng thời điểm. Xung RF chọn lớp là một xung vô tuyến có đ−ờng bao hình sinc, độ rộng bằng xung 900. Khi ngắt xung kích động, xung gradient chọn lớp cũng đ−ợc ngắt đi và xung gradient mã hoá pha bắt đầu. Sau đó ngắt xung gradient mã hoá pha, đ−a vào xung mã hoá tần số và bắt đầu thu nhận tín hiệu (chính là THSCT). Dãy xung này th−ờng lặp lại trong 128, 256 chu kỳ hay hơn nữa để thu nhận toàn bộ thông tin nhằm tái tạo ảnh. Thời gian giữa hai xung gọi là chu kỳ lặp lại Xung kích RF Gradient GS Gradient Gφ Gradient Gf THSCT - 26 - TR. Mỗi khi dãy xung đ−ợc lặp lại, biên độ của tr−ờng gradient mã hoá pha thay đổi theo các b−ớc bằng nhau từ biên độ lớn nhất đến biên độ nhỏ nhất. Tr−ờng gradient chọn lớp luôn trực giao với mặt phẳng lớp cắt. Tr−ờng gradient mã hoá pha h−ớng dọc theo một chiều của mặt phẳng lớp cắt, tr−ờng gradient mã hoá tần số h−ớng dọc theo chiều còn lại của mặt phẳng lớp cắt. Bảng sau đây biểu diễn các tổ hợp có thể có của các tr−ờng gradient: Bảng 2.1. Tổ hợp các tr−ờng gradient Gradient Mặt phẳng lớp cắt Chọn lớp Mã hoá pha Mã hoá tần số XY Z X hoặc Y Y hoặc X XZ Y X hoặc Z Z hoặc X YZ X Y hoặc Z Z hoặc Y Bây giờ ta sẽ khảo sát dãy xung trên quan điểm vĩ mô về các véctơ từ hoá của spin. Hãy hình dung một khối spin đặt trong từ tr−ờng chính. Khối có nhiều phần tử thể tích, trong đó mỗi phần tử có véctơ từ hoá của nó. Giả sử ta cần tạo ảnh một lớp cắt trong mặt phẳng XY. Từ tr−ờng chính B0 h−ớng dọc trục Z. Tr−ờng gradient chọn lớp cũng h−ớng dọc trục Z. Xung kích động vô tuyến quay các spin trong khối thoả mãn điều kiện cộng h−ởng. Trong ví dụ này các spin đó nằm trong mặt phẳng XY. Vị trí của mặt phẳng theo trục Z so với đồng tâm bằng: Z = ∆ν / γ Gs (2.7) ở đây, ∆ν là độ lệch tần số so với νο (tức là ν − νο), Gs là biên độ của tr−ờng gradient chọn lớp còn γ là tỷ số từ hồi chuyển. Các spin nằm phía trên và phía d−ới mặt phẳng không bị kích động bởi xung vô tuyến. Chúng không ảnh h−ởng đến mục đích biểu diễn quá trình tạo ảnh. Để đơn giản các biểu - 27 - diễn về sau, ta chỉ khảo sát một tập hợp con có 3x3 véctơ từ hoá. Hình ảnh của các spin này trên mặt phẳng lớp cắt nh− sau: Hình 2.8. Trạng thái của các spin trong lớp cắt khi tác động xung Khi quay tới mặt phẳng XY, các véctơ từ hoá sẽ tiến động ở tần số Larmor mà chúng nhận đ−ợc do chịu tác động của từ tr−ờng. Nếu từ tr−ờng đồng nhất, tốc độ tiến động sẽ bằng nhau. Trong dãy xung tạo ảnh, xung gradient mã hoá pha đ−ợc đ−a vào ngay sau xung gradient chọn lớp. Giả sử tr−ờng gradient mã hoá pha h−ớng dọc trục X. Các spin ở vị trí khác nhau trên trục X bắt đầu tiến động với các tần số Larmor khác nhau. Khi ngắt tr−ờng gradient mã hoá pha các véctơ từ hoá lại tiến động với cùng tốc độ, nh−ng ở các pha khác nhau. Pha hiện thời sẽ đ−ợc xác định bằng vị trí thời gian và biên độ của tr−ờng gradient mã hoá pha. Ngay khi ngắt xung gradient mã hoá pha, xung gradient mã hoá tần số sẽ đ−ợc đ−a vào. Trong ví dụ này tr−ờng gradient mã hoá tần số h−ớng dọc trục Y. Tr−ờng gradient mã hoá tần số làm cho các spin tiến động ở các tốc độ khác nhau tuỳ thuộc vào vị trí của chúng trên trục Y. Khi này, 9 véctơ từ hoá đ−ợc đặc tr−ng bởi các góc pha và tần số khác nhau nh− sau: Gφ b). Khi ngắt Gφ. φ3 φ2 φ1 a). Khi có GS. ν Gf c). Khi có Gf. ν1 ν2 ν3 - 28 - ν1 , φ3 ν2 , φ3 ν3 , φ3 ν1 , φ2 ν2 , φ1 ν3 , φ2 ν1 , φ1 ν2 , φ1 ν3 , φ1 Hình 2.9. Mô tả phân bố tần số và pha đặc tr−ng của các spin Nếu ta có một ph−ơng tiện xác định pha và tần số của tín hiệu từ véctơ từ hoá ta sẽ định vị chính xác từng phần tử. Một biến đổi Fourier đơn giản có khả năng thực hiện nhiệm vụ này đối với một véctơ từ hoá đơn định vị trong không gian 3 x 3. Ví dụ, nếu véctơ từ hoá định vị tại vị trí (X,Y) = 2,2, tín hiệu THSCT của nó có dạng hình sin có tần số là 2 và pha là 2. Biến đổi Fourier đối với tín hiệu này sẽ tạo ra một đỉnh tại tần số 2 và pha 2. Tuy nhiên, biến đổi Fourier một chiều không thể thực hiện nhiệm vụ này khi có nhiều hơn một véctơ từ hoá trong ma trận 3 x 3 ở một vị trí khác theo chiều mã hoá pha. Cần có một b−ớc mã hoá pha đối với từng vị trí theo chiều mã hoá pha. Vấn đề là cần một ph−ơng trình cho mỗi ẩn số cần tìm. Do đó, nếu có 3 vị trí mã hoá pha ta sẽ cần 3 biên độ tr−ờng gradient mã hoá pha khác nhau và có 3 THSCT. Nếu ta muốn định vị 256 vị trí theo chiều mã hoá pha sẽ cần 256 biên độ khác nhau của tr−ờng gradient mã hoá pha và sẽ thu nhận 256 THSCT. 2.3.5. Xử lý tín hiệu THSCT đ−ợc miêu tả ở trên phải qua biến đổi Fourier để thu đ−ợc ảnh hay chính là bức tranh về vị trí của các spin. Tín hiệu tr−ớc hết đ−ợc biến đổi Fourier theo chiều X để trích ra các thông tin trong miền tần số sau đó thực hiện theo chiều mã hoá pha để trích ra các thông tin về vị trí của chúng theo chiều mã hoá pha. Dữ liệu sau biến đổi Fourier sẽ đ−ợc hiển thị nh− một ảnh bằng cách biến - 29 - đổi t−ơng ứng c−ờng độ của đỉnh thành c−ờng độ của điểm ảnh trong ảnh lớp cắt. 2.4 Các ph−ơng pháp tạo ảnh cơ bản 2.4.1. Giới thiệu chung Có nhiều ph−ơng pháp tạo ảnh khác nhau dựa trên nguyên lý CHTHN. Các ph−ơng pháp này khác nhau chủ yếu ở ph−ơng pháp kích thích và thu nhận dữ liệu hay chính là kiểu dãy xung RF và tr−ờng gradient đ−ợc sử dụng. Mỗi ph−ơng pháp có một tập hợp các tham số cần điều chỉnh để nhận đ−ợc các đặc tính nhất định của ảnh. Việc lựa chọn tối −u các tham số này nhằm tạo ra ảnh có chất l−ợng tốt và giảm thời gian chụp.[3] Trong phần nguyên lý tạo ảnh ta đã xét ph−ơng pháp tạo ảnh sử dụng dãy xung bão hoà phục hồi. Tuy nhiên, theo ph−ơng pháp này thời gian chụp khá dài không đáp ứng đ−ợc yêu cầu chẩn đoán nên trong thực tế không sử dụng. Sau đây, ta sẽ khảo sát một số ph−ơng pháp tạo ảnh cơ bản hiện sử dụng trong các thiết bị thực tế. Các ph−ơng pháp đều có quá trình thu nhận dữ liệu gồm hai giai đoạn, một giai đoạn gắn với sự từ hoá dọc và một giai đoạn gắn với sự từ hoá ngang. Quá trình dịch chuyển từ véctơ từ hoá dọc sang véctơ từ hoá ngang đ−ợc thực hiện bằng cách sử dụng một xung kích động vô tuyến, quá trình này gọi là quá trình kích động và th−ờng đ−ợc thực hiện do véctơ từ hoá ngang biểu hiện trạng thái không ổn định hay trạng thái bị kích thích rõ hơn so với véctơ từ hoá dọc. Xung kích động đặc tr−ng bởi góc lệch (Flip Angle - FA). Góc lệch 900sẽ biến đổi toàn bộ thành phần véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang. Dạng xung này đ−ợc sử dụng trong hầu hết các ph−ơng pháp, tuy nhiên cũng có ph−ơng pháp sử dụng xung kích động với FA < 900. Ph−ơng pháp góc lệch nhỏ (Small Flip Angle - SFA) chỉ biến đổi một phần véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang, ph−ơng pháp này chủ yếu sử dụng để làm giảm thời gian - 30 - chụp. Giai đoạn từ hoá ngang kết thúc tại thời điểm xuất hiện tín hiệu vô tuyến, tức là tín hiệu phát ra từ các mô và sử dụng để tạo ảnh. 2.4.2. Ph−ơng pháp tiếng vọng spin Ph−ơng pháp tiếng vọng spin đ−ợc đặc tr−ng bởi dãy xung tạo tín hiệu và tiếng vọng gồm một xung kích động 900 sau đó đến một xung 1800. Ph−ơng pháp này có thể sử dụng để tạo ảnh mang cả 3 đặc tr−ng của mô: thời gian T1, T2 và mật độ proton. Sự nhạy cảm của ph−ơng pháp này đối với từng đặc tr−ng của mô đ−ợc xác định thông qua 2 tham số là thời gian lặp lại TR (Repetition Time) và thời gian tiếng vọng TE (Echo Time).[3] Hình 2.10. Biểu đồ dãy xung trong ph−ơng pháp tiếng vọng spin Trong ảnh, c−ờng độ sáng (mức xám) của các mô riêng biệt và độ t−ơng phản giữa 2 loại mô khác nhau đ−ợc xác định thông qua mối quan hệ giữa TR và TE và các đặc tr−ng cơ bản của mô (T1, T2 và mật độ proton ρ). Trong hầu hết các ảnh, độ t−ơng phản đ−ợc tạo ra bởi tổ hợp của cả 3 đặc tr−ng của mô. Mức độ t−ơng phản đối với từng thành phần riêng biệt của mô đ−ợc điều chỉnh thông qua giá trị TR và TE. TE TR Tín hiệu RF Gradient GS Gradient Gφ Gradient Gf Tín hiệu CHT T/vọng spin - 31 - Hình 2.11 mô tả sự phân biệt độ t−ơng phản giữa 2 loại mô A và B. Quá trình thực tế v−ợt quá một chu kỳ tạo ảnh. Mặc dù bản chất quá trình đối với hai loại mô giống nhau nh−ng sẽ dễ quan sát hơn khi biểu diễn nh− trên hình vẽ. Chu kỳ thứ nhất bắt đầu bằng một xung 900 biến đổi hoàn toàn thành phần véctơ từ hoá dọc thành thành phần véctơ từ hoá ngang, do đó chu kỳ bắt đầu với độ bão hoà hoàn toàn hay không có thành phần véctơ từ hoá dọc. Véctơ từ hoá bắt đầu dãn hồi với vận tốc xác định bởi T1 đối với từng mô cụ thể. Nếu 2 mô có thời gian T1 khác nhau sẽ có véctơ từ hoá khác nhau và xuất hiện sự t−ơng phản giữa 2 mô, đây là độ t−ơng phản T1. Khi véctơ từ hoá của mô bắt đầu đạt đến giá trị lớn nhất, mật độ proton trở thành yếu tố ảnh h−ởng chính đến mức độ từ hoá và độ t−ơng phản giữa các mô. Chu kỳ này kết thúc và chu kỳ thứ hai bắt đầu cũng bởi một xung 900. Xung này ngắt quá trình dãn hồi của véctơ từ hoá và biến đổi nó trở lại thành véctơ từ hoá ngang. Véctơ từ hoá ngang của mỗi chu kỳ đ−ợc khởi tạo từ véctơ từ hoá dọc của chu kỳ tr−ớc. Hình 2.11. Xác định độ t−ơng phản trong ảnh. 900 Mô A Mô B C−ờng độ sáng của điểm ảnh Tín hiệu Trắng Chu kỳ đầu Véc tơ từ hoá TR 250-2500ms TE 15-150ms Đen Chu kỳ thứ hai T1 PD T2 1800900 - 32 - Tại thời điểm bắt đầu chu kỳ thứ hai, 2 mô có độ từ hoá ngang khác nhau xuất phát từ độ từ hoá dọc trong chu kỳ tr−ớc. Đây là sự tổ hợp giữa độ t−ơng phản T1 và độ t−ơng phản mật độ proton. Tuy nhiên khi véctơ từ hoá ngang bắt đầu suy giảm chúng sẽ có tốc độ suy giảm khác nhau nếu có thời gian T2 khác nhau, dẫn tới xuất hiện sự t−ơng phản T2. Nhìn chung, sự t−ơng phản T1 và mật độ proton bị thay thế dần dần bởi sự t−ơng phản T2. Trong ví dụ này, chúng ta nhận thấy sự suy giảm thành phần véctơ từ hoá ngang có liên quan đến đặc tr−ng của mô hơn là ảnh h−ởng của từ tr−ờng. Tại thời điểm thích hợp, xung 1800 đ−ợc đ−a vào để tạo ra tín hiệu tiếng vọng từ véctơ từ hoá ngang. C−ờng độ tín hiệu tỷ lệ với độ từ hoá ngang. C−ờng độ tín hiệu xác định c−ờng độ sáng khi hiển thị mô trong ảnh. Trong ảnh, hai mô sẽ có độ t−ơng phản nếu c−ờng độ tín hiệu của chúng khác nhau. Để tạo ra độ t−ơng phản trong ảnh dựa trên sự khác nhau về T1 giữa 2 mô cần khảo sát hai nhân tố. Thứ nhất là do độ t−ơng phản T1 bộc lộ rõ trong giai đoạn sớm pha của véctơ từ hoá dọc cần sử dụng giá trị TR nhỏ để tạo ra sự t−ơng phản. Thứ hai là giữ nguyên độ t−ơng phản T1 trong quá trình dãn hồi ngang. Vấn đề cơ bản là nếu độ t−ơng phản T2 đ−ợc phép biểu hiện sẽ làm trung hoà mất độ t−ơng phản T1. Điều này là do các mô có giá trị T1 ngắn cũng có T2 ngắn. Vấn đề xuất hiện vì các mô có T1 ngắn th−ờng hiển thị bằng màu sáng, trong khi các mô có T2 ngắn làm giảm c−ờng độ sáng khi độ t−ơng phản T2 đ−ợc hiển thị. T2 biểu hiện trong khoảng thời gian TE, do đó TE ngắn sẽ cực tiểu hoá độ t−ơng phản T2 và sự suy giảm độ t−ơng phản T1. Một ảnh T1 đ−ợc tạo ra với giá trị TR và TE ngắn. Độ t−ơng phản mật độ proton biểu hiện khi véctơ từ hoá dọc đạt đến giá trị cực đại và đ−ợc xác định bằng mật độ proton của từng mô riêng biệt. Do đó, đòi hỏi thời gian TR t−ơng đối dài khi muốn tạo ảnh t−ơng phản mật độ proton. Th−ờng sử dụng giá trị TR ngắn để làm giảm độ t−ơng phản T2 và duy trì c−ờng độ tín hiệu t−ơng đối lớn. - 33 - B−ớc đầu tiên khi tạo ảnh có độ t−ơng phản T2 đáng kể là chọn một giá trị TR t−ơng đối lớn. Điều này sẽ cực tiểu hoá độ t−ơng phản T1 và quá trình dãn hồi ngang bắt đầu ở một mức độ từ hoá t−ơng đối cao. Sau đó, sử dụng TE dài để cho phép biểu hiện rõ độ t−ơng phản T2. 2.4.3. Ph−ơng pháp phục hồi đảo nghịch Ph−ơng pháp phục hồi đảo nghịch chính là ph−ơng pháp tiếng vọng spin ứng dụng nhằm đạt đ−ợc một số kết quả xác định. Một trong các ứng dụng là tạo ra độ t−ơng phản T1 cao và ứng dụng thứ hai nhằm chắn tín hiệu dẫn đến thay đổi c−ờng độ sáng (mức xám) của mô mỡ. Dãy xung phục hồi đảo nghịch nhận đ−ợc từ dãy xung tiếng vọng spin bằng cách thêm vào một xung 1800. Xung này đ−a vào đầu mỗi chu kỳ tạo ảnh. Trong ph−ơng pháp phục hồi đảo nghịch, mỗi chu kỳ bắt đầu bằng một xung 1800 quay véctơ từ hoá 1800 trở thành đảo nghịch của véctơ từ hoá ban đầu. Quá trình dãn hồi của véctơ từ hoá bắt đầu từ giá trị âm chứ không phải từ giá trị 0 nh− trong ph−ơng pháp tiếng vọng spin. Giống nh− ph−ơng pháp tiếng vọng spin, ph−ơng pháp phục hồi đảo nghịch cũng sử dụng một xung kích động 900 để tạo ra thành phần véctơ từ hoá ngang và một xung 1800 để tạo ra tín hiệu tiếng vọng. Khoảng thời gian thêm vào là thời gian giữ chậm từ xung đảo nghịch (xung 1800 khởi tạo) đến xung kích động 900; đ−ợc gọi là thời gian đảo nghịch TI (Inversion Time). Việc điều chỉnh TI đ−ợc thực hiện bởi ng−ời sử dụng nhằm điều chỉnh độ t−ơng phản.[3] ƒ Độ t−ơng phản T1. Đặc tính cơ bản mang tính nguyên lý của ảnh sử dụng ph−ơng pháp phục hồi đảo nghịch là có độ t−ơng phản T1 cao. Điều này xuất hiện do tổng thời gian dãn hồi dọc tăng lên vì quá trình dãn hồi dọc bắt đầu từ vị trí đảo nghịch. ƒ Hiệu ứng chắn tín hiệu từ mô mỡ. Chúng ta biết rằng mô mỡ có giá trị T1 t−ơng đối nhỏ, nó sẽ hoàn thành - 34 - quá trình dãn hồi dọc nhanh hơn các mô khác. Vấn đề cốt lõi ở đây là véctơ từ hoá của mô mỡ tiến động qua vị trí 0 tr−ớc các mô khác. Nếu chọn TI thích hợp (trùng với thời điểm véctơ từ hoá tiến động qua vị trí 0), mô mỡ sẽ không tạo ra tín hiệu tiếng vọng. Việc này đ−ợc thực hiện bằng cách chọn thời gian TI t−ơng đối ngắn. Ph−ơng pháp này th−ờng gọi là ph−ơng pháp phục hồi đảo nghịch ngắn (Short TI Inversion Recovery - STIR). Hình 2.12. Ph−ơng pháp phục hồi đảo nghịch 2.4.4. Ph−ơng pháp tiếng vọng gradient Kỹ thuật tiếng vọng gradient th−ờng sử dụng cùng với xung kích động tạo góc lệch nhỏ hơn 900. Có một sự lộn xộn nhỏ do các nhà sản xuất th−ờng gọi ph−ơng pháp này với các thuật ngữ khác nhau. Chúng ta sẽ sử dụng tên gọi thông dụng nhất, đó là ph−ơng pháp tiếng vọng gradient góc lệch nhỏ, viết tắt là SAGE (Small Angle Gradient Echo). Ph−ơng pháp SAGE đòi hỏi thời gian thu nhận dữ liệu ngắn hơn so với ph−ơng pháp tiếng vọng spin. Ph−ơng pháp này cũng tăng khả năng điều chỉnh độ t−ơng phản do góc lệch cũng là một tham số để điều chỉnh. Tín hiệu Véc tơ từ hoá dọc TE Xung đảo nghịch STI 1800900 1800 Xung kích Xung tiếng vọng-spin STI: thời gian TI ngắn (trong ph−ơng pháp STIR) - 35 - Chức năng của xung kích động chính là biến đổi hay làm lệch véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang. Khi sử dụng xung kích động tạo góc lệch là 900 toàn bộ thành phần véctơ từ hoá dọc chuyển thành thành phần véctơ từ hoá ngang nh− trong ph−ơng pháp tiếng vọng spin. Xung kích động làm suy giảm hoàn toàn thành phần véctơ từ hoá dọc về 0 (tức là bão hoà hoàn toàn) ở đầu mỗi chu kỳ tạo ảnh. Điều này có nghĩa là cần một thời gian TR t−ơng đối dài để véctơ từ hoá dãn hồi. TR là một trong các yếu tố chủ yếu xác định thời gian thu nhận dữ liệu. Khi giá trị TR giảm, véctơ từ hoá ngang và c−ờng độ tín hiệu RF tạo ra trong mỗi chu kỳ cũng giảm, dẫn đến tăng nhiễu loạn trong ảnh. Ngoài ra, việc sử dụng TR ngắn cùng với xung kích động 900 không thể tạo ra ảnh T2 hay ảnh mật độ proton. Một cách giảm TR để tăng tốc độ thu nhận dữ liệu mà loại bỏ đ−ợc các nh−ợc điểm kể trên là sử dụng xung kích động tạo góc lệch nhỏ hơn 900. Xung kích động tạo góc lệch nhỏ (FA<900) chỉ biến đổi một phần véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang. Điều này có nghĩa là véctơ từ hoá dọc không bị suy giảm hoàn toàn về 0. Hình 2.13. ảnh h−ởng của xung kích động tạo góc lệch nhỏ đối với véctơ từ hoá dọc Việc giảm góc lệch tạo ra hai hiệu ứng cần đ−ợc khảo sát đồng thời. Hiệu TR ngắn V éc tơ từ h oá d ọc C −ờ ng đ ộ tín h iệ u Mạnh Yếu Thời gian Góc<900 Góc 900 900 Góc nhỏ (<900) - 36 - ứng thứ nhất là véctơ từ hoá dọc không suy giảm hoàn toàn và vẫn giữ một giá trị khá lớn khi TR ngắn. Điều này làm tăng c−ờng độ tín hiệu so với sử dụng xung kích động 900. Tuy nhiên khi góc lệch nhỏ, chỉ một phần nhỏ của véctơ từ hoá dọc đ−ợc chuyển thành véctơ từ hoá ngang làm giảm c−ờng độ tín hiệu. Nh− vậy, khi thay đổi góc lệch sẽ ảnh h−ởng đến c−ờng độ tín hiệu. Hình 2.14. Quan hệ giữa c−ờng độ tín hiệu và góc lệch Hình 2.15 cho ta hình ảnh so sánh véctơ từ hoá của 2 mô khác nhau khi thay đổi góc lệch. Từ đó, ta có thể phân biệt rõ chất xám và chất trắng, 2 loại mô có T1 và ρ khác nhau. Độ t−ơng phản giữa 2 mô đ−ợc biểu diễn bởi sự khác nhau về mức độ từ hoá. Về điểm này, giả sử có TE ngắn và chỉ xét độ t−ơng phản liên quan đến véctơ từ hoá dọc, ảnh h−ởng của véctơ từ hoá ngang sẽ đ−ợc xét đến sau. ƒ Độ t−ơng phản T1. Góc lệch t−ơng đối lớn (45-900) sẽ tạo ra độ t−ơng phản T1. Đây là điều chúng ta mong đợi do góc lệch 900 và TR, TE ngắn tạo ra độ t−ơng phản T1 giống nh− trong ph−ơng pháp tiếng vọng spin. Khi giảm góc lệch sẽ xuất hiện sự suy giảm độ t−ơng phản. ƒ Độ t−ơng phản thấp. 0 Góc lệch (độ) 45 90 V éc tơ từ h oá Dọc Ngang 6030 C −ờ ng đ ộ tín h iệ u C−ờng độ tín hiệu - 37 - Tồn tại một khoảng giá trị góc lệch ở giữa tạo ra độ t−ơng phản vô cùng nhỏ đối với tất cả các dạng t−ơng phản. Đây là vùng độ t−ơng phản T1 và độ t−ơng phản ρ loại trừ lẫn nhau. ƒ Độ t−ơng phản ρ. Góc lệch t−ơng đối nhỏ tạo ra độ t−ơng phản ρ. Khi góc lệch giảm trong giới hạn này dẫn đến giảm đáng kể véctơ từ hoá và c−ờng độ tín hiệu. ƒ C−ờng độ tín hiệu yếu. Góc lệch rất nhỏ không hữu dụng do nó tạo ra c−ờng độ tín hiệu rất yếu. Điều này là do góc lệch nhỏ chỉ biến đổi một phần nhỏ véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang. Hình 2.15. ảnh h−ởng của góc lệch đến độ t−ơng phản Trên đây, ta đã xem xét ảnh h−ởng của việc thay đổi góc lệch đến c−ờng độ tín hiệu và độ t−ơng phản. Trong ph−ơng pháp SAGE, góc lệch là một trong các tham số đ−ợc điều chỉnh bởi ng−ời sử dụng, tuy nhiên điều này khá phức tạp do ảnh h−ởng của góc lệch còn bị biến đổi do tác động của các tham số hay kỹ thuật khác đ−ợc sử dụng để làm tăng một dạng t−ơng phản nào đó. 2.4.5. Ph−ơng pháp chuẩn bị véctơ từ hoá Ph−ơng pháp chuẩn bị véctơ từ hoá (Magnetization Preparation - MP) tổng hợp một số đặc điểm mong muốn của cả 2 ph−ơng pháp tiếng vọng spin Góc lệch (độ) 0 45 90 V éc tơ từ h oá d ọc Độ t−ơng phản T1 6030 C −ờ ng đ ộ tín h iệ u T1 ngắn Độ t−ơng phản ρ T1 dài - 38 - và tiếng vọng gradient. Nó có khả năng tạo ra độ t−ơng phản từ véctơ từ hoá dọc giống nh− trong ph−ơng pháp tiếng vọng spin và khả năng thu nhận nhanh nh− trong ph−ơng pháp tiếng vọng gradient. Véctơ từ hoá dọc đ−ợc “chuẩn bị” bằng cách áp dụng một xung bão hoà nh− trong ph−ơng pháp tiếng vọng spin hoặc một xung đảo nghịch nh− trong ph−ơng pháp đảo nghịch phục hồi. Khi véctơ từ hoá dọc dãn hồi, độ t−ơng phản đ−ợc tạo ra giữa các mô có giá trị T1 hoặc mật độ proton ρ khác nhau. Sau một khoảng thời gian (TI hay TS) đ−ợc chọn bởi ng−ời sử dụng, quá trình thu nhận nhanh tiếng vọng gradient đ−ợc bắt đầu. Tổng thời gian thu nhận bao gồm TR và số chu kỳ thu nhận cộng với khoảng thời gian TI hay TS. Ph−ơng pháp chuẩn bị véctơ từ hoá còn đ−ợc gọi là ph−ơng pháp tiền bão hoà. Ph−ơng pháp này biểu diễn trên hình 2.16 Hình 2.16. Ph−ơng pháp chuẩn bị véctơ từ hoá Độ t−ơng phản Véc tơ từ hoá dọc Xung đảo nghịch 900 1800 Xung bão hoà Thu nhận tiếng vọng-gradient Độ t−ơng phản Véc tơ từ hoá dọc - 39 - Các ph−ơng pháp nêu trên có trong hầu hết các thiết bị chụp cắt lớp cộng h−ởng từ hạt nhân hiện nay. Trên cơ sở các ph−ơng pháp đó, đã hình thành một số ph−ơng pháp với các tham số khác nhau nhằm tối −u hoá chất l−ợng ảnh hay thời gian chụp tuỳ theo mục đích chẩn đoán. 2.5 Hệ thống tạo ảnh cộng h−ởng từ Hệ thống tạo ảnh cộng h−ởng từ có một số thành phần chính nh− trong hình 2.17 [8] Hình 2.17. Sơ đồ hệ thống tạo ảnh cộng h−ởng từ 2.5.1. Từ tr−ờng Trung tâm của hệ thống tạo ảnh MRI là một nam châm lớn tạo ra từ tr−ờng rất mạnh. Cơ thể bệnh nhân đ−ợc đặt trong từ tr−ờng trong quá trình tạo ảnh. Từ tr−ờng tạo ra hai hiệu ứng dùng để tạo ảnh. ƒ Sự nhiễm từ mô - 40 - Khi bệnh nhân đ−ợc đặt trong từ tr−ờng, mô bị nhiễm từ tạm thời do sự sắp xếp các proton. Đó là hiệu ứng mức rất thấp và sẽ mất đi khi ng−ời bệnh ra khỏi nam châm. Khả năng của MRI phân biệt giữa các loại mô dựa trên các mô khác nhau, mô th−ờng và mô bệnh, sẽ bị nhiễm từ ở các mức khác nhau hoặc thay đổi mức nhiễm từ (nghĩa là dãn) với các tốc độ khác nhau. ƒ Cộng h−ởng mô Từ tr−ờng cũng gây ra cho mô cộng h−ởng tại các tần số cụ thể. Vì vậy quá trình còn đ−ợc gọi là cộng h−ởng từ. Một số hạt nhân nào đó trong mô, th−ờng là các proton, có sự cộng h−ởng. Trong từ tr−ờng mạnh, mô cộng h−ởng tại một phạm vi tần số radio (Radio frequence - RF). Điều này khiến mô hoạt động nh− một đầu phát và thu radio trong quá trình tạo ảnh. ảnh MRI liên quan tới truyền thông hai chiều giữa mô trong cơ thể ng−ời bệnh và thiết bị. 2.5.2. Các loại nam châm Có một số loại nam châm khác nhau có thể đ−ợc dùng để tạo ra từ tr−ờng. Mỗi loại có những −u điểm và nh−ợc điểm riêng. ƒ Siêu dẫn Phần lớn các hệ thống sử dụng các nam châm siêu dẫn. Ưu điểm cơ bản là nam châm siêu dẫn có khả năng tạo ra từ tr−ờng mạnh hơn hai loại kia. Nó là một nam châm điện hoạt động trong môt tr−ờng siêu dẫn. Siêu dẫn là một cuộn dây dẫn điện không có điện trở đối với dòng điện. 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 cuốn lại và sau đó cho dòng điện lớn chạy qua để tạo ra từ tr−ờng mạnh. Có hai yêu cầu cho siêu dẫn. Cuộn dây cần đ−ợc làm từ hợp kim đặc biệt và đ−ợc làm lạnh ở nhiệt độ rất thấp. Các nam châm siêu dẫn đ−ợc làm lạnh với Heli lỏng. Nh−ợc điểm của kỹ thuật nam châm là chất làm lạnh cần đ−ợc - 41 - bổ sung làm đầy th−ờng xuyên. ƒ Điện Nam châm điện đ−ợc làm từ vật liệu dẫn điện thông th−ờng nh− đồng. Tên nam châm “điện” nhằm nói tới trở kháng điện có mặt trong các vật liệu trừ siêu dẫn. Khi một dòng điện truyền qua chất dẫn điện để tạo ra từ tr−ờng, nhiệt độ cũng đ−ợc tạo ra. Điều này giới hạn nam châm có c−ờng độ từ tr−ờng t−ơng đối thấp. ƒ Vĩnh cửu Ng−ời ta có thể thực hiện cộng h−ởng từ với một nam châm vĩnh cửu. Một −u điểm của loại này là nam châm vĩnh cửu không yêu cầu cung cấp điện hoặc làm lạnh hệ thống. Tuy nhiên, nam châm này cũng bị giới hạn ở c−ờng độ từ tr−ờng t−ơng đối thấp 2.5.3. Gradient Khi hệ thống MRI trong trạng thái nghỉ không tạo ảnh, từ tr−ờng hoàn toàn đồng nhất trên vùng cơ thể ng−ời bệnh. Tuy nhiên, trong quá trình tạo ảnh từ tr−ờng bị méo với các gradient. Gradient chỉ là thay đổi trong c−ờng độ từ tr−ờng điểm này so với điểm khác trên cơ thể ng−ời bênh. Gradient đ−ợc tạo ra bằng cặp cuộn gradient có gắn trong nam châm. Trong quá trình tạo ảnh, chúng đ−ợc bật và tắt nhiều lần. Thao tác này tạo ra âm thanh hoặc nhiễu từ nam châm. ƒ Hệ thống RF Hệ thống RF cung cấp liên kết truyền thông với cơ thể bệnh nhân cho muc đích tạo ảnh. ƒ Lõi Các cuộn lõi RF đ−ợc đặt trong nam châm và t−ơng đối gần với cơ thể bệnh nhân. Các cuộn lõi thực hiện chức năng nh− anten dùng để truyền và nhận tín hiệu từ mô. Có các loại cuộn lõi khác nhau dùng cho các vùng giải phẫu khác nhau. Ba loại cuộn lõi cơ bản là cơ thể, đầu và bề mặt. Trong một - 42 - số tr−ờng hợp cùng một cuộn dùng để thu và nhận. Trong một số tr−ờng hợp khác ng−ời ta dùng các cuộn thu và phát khác nhau. ƒ Đầu phát Đầu phát RF tạo ra năng l−ợng RF, đặt lên cuộn và sau đó truyền vào cơ thể ng−ời bệnh. Năng l−ợng đ−ợc tạo ra là một chuỗi các xung RF rời rạc. ƒ Đầu thu Một khoảng thời gian ngắn sau khi chuỗi xung RF đ−ợc truyền vào cơ thể ng−ời bệnh, mô cộng h−ởng sẽ phát lại tín hiệu RF. Các cuộn lõi thu các tín hiệu này và đầu thu sẽ xử lý chúng. Các tín hiệu đ−ợc chuyển thành dạng số hoá và truyền tới máy tính, tại đây chúng đ−ợc l−u trữ tạm thời. 2.5.4. Máy tính Máy tính số là phần chính của hệ thống MRI. Tạo và hiển thị ảnh MRI là một chuỗi các b−ớc đ−ợc thực hiện bằng máy tính. ƒ Điều khiển thu nhận B−ớc đầu tiên là việc thu nhận các tín hiệu RF từ cơ thể ng−ời bệnh. Quá trình thu nhận này bao gồm một số các chu kỳ tạo ảnh. Trong mỗi chu kỳ, một dãy xung RF đ−ợc truyền vào cơ thể, các gradient đ−ợc kích hoạt, và ng−ời ta thu đ−ợc các tín hiệu RF. Nh−ng một chu kỳ tạo ảnh không tạo đủ dữ liệu tín hiệu để tạo nên một ảnh. Do vậy, chu kỳ tạo ảnh cần lặp lại một số lần để hình thành nên ảnh. Thời gian yêu cầu để thu các ảnh đ−ợc xác định bằng khoảng chu kỳ tạo ảnh, một hệ số có thể điều chỉnh gọi là TR, và số chu kỳ. Số chu kỳ đ−ợc dùng liên quan tới chất l−ợng ảnh. Nhiều chu kỳ hơn sẽ tạo ra ảnh chất l−ợng cao hơn. Quá trình thu nhận đ−ợc điều khiển bằng các giao thức l−u trữ trong máy tính. Ng−ời vận hành có thể lựa chọn từ một số các giao thức đã có cho quá trình lâm sàng cụ thể hoặc thay đổi các hệ số giao thức cho các ứng dụng đặc biệt. - 43 - ƒ Tái tạo ảnh Dữ liệu tín hiệu RF đ−ợc thu nhận trong quá trình thu nhận không phải là dạng hình thành nên ảnh. Tuy nhiên máy tính có thể dùng các dữ liệu thu nhận này để tạo hoặc tái tạo ra ảnh. Đó là xử lý toán học gọi là biến đổi Fourier, t−ơng đối nhanh và không có ảnh h−ởng đáng kể lên thời gian tạo ảnh tổng thể. ƒ L−u trữ và khôi phục ảnh ảnh đ−ợc tái tạo đ−ợc l−u trữ trong máy tính phục vụ cho quan sát và những xử lý tiếp sau. Số l−ợng ảnh có thể l−u trữ và sẵn sàng cho hiển thị phụ thuộc vào môi tr−ờng l−u trữ. 2.6 ảnh cộng h−ởng từ ảnh MRI hiển thị các đặc tính vật lý nhất định của mô. Chúng ta dùng hình 2.18 để xác định các đặc tính này và xem xét mối liên hệ của chúng.[8] Hình 2.18. Các đặc tính vật lý của mô đ−ợc hiển thị trong ảnh MRI - 44 - 2.6.1. C−ờng độ tín hiệu tần số Radio ảnh MR thông th−ờng chỉ ra c−ờng độ của các tín hiệu tần số radio (RF) phát ra từ mô. Vùng sáng trong ảnh t−ơng ứng với mô phát ra c−ờng độ tín hiệu mạnh. Trong ảnh cũng có những vùng tối do không có tín hiệu đ−ợc tạo ra. Giữa hai vùng này là một dải bóng xám và c−ờng độ tín hiệu chỉ ra sự t−ơ._.