Nghiên cứu thiết bị chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân, ứng dụng trong chẩn

Đây là một luận văn mô tả cấu tạo chức năng của máy chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân ứng dụng trong y tế và mô phỏng hoạt động của máy chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân bằng phần mề

CÁC KÝ HIỆU VIẾT TẮT

MRI : Magenetic Resonance Imaging - Chụp cắt lớp cộng

hưởng từ hạt nhân CHTHN : Cộng hưởng từ hạt nhân

MỤC LỤC

LỜI MỞ ĐẦU 1

CHƯƠNG I TỔNG QUAN VỀ THIẾT BỊ CHỤP CẮT LỚP CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN 1.1 Giới thiệu chung 3

1.1.1 Khái niệm chung về chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân 3

1.1.2 Quá trình phát triển kỹ thuật chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân 4

1.1.3 Các đặc điểm của MRI 6

1.2 Cơ sở vật lý của thiết bị chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân 7

1.2.1 Hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân 7

1.2.2 Kích thích tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân 10

1.2.3 Phương pháp mã hóa không gian tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân 13

1.2.4 Quá trình thu nhận tín hiệu và vai trò của bộ tách sóng pha cầu phương trong việc xử lý tín hiệu 18

1.2.5 Lấy mẫu và chuyển đổi tín hiệu FID tương tự sang dạng số 20

1.2.6 Quá trình xử lý và tái tạo ảnh trong Chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân 22

1.2.7 Các phương pháp tạo ảnh 29

CHƯƠNG II CẤU TẠO, HOẠT ĐỘNG CỦA THIẾT BỊ CHỤP CẮT LỚP CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN ỨNG DỤNG TRONG CHẨN ĐOÁN ĐIỀU TRỊ 2.1 Tổng quan về phần cứng 36

2.2 Chức năng và hoạt động của từng khối 37

2.2.1 Hệ thống nam châm 37

2.2.2 Hệ thống tạo trường gradient 41

2.2.3 Hệ thống thiết bị vô tuyến 43

2.2.4 Hệ thống định vị và kiểm soát bệnh nhân 47

2.2.5 Hệ thống thu nhận tín hiệu 48

2.2.6 Hệ thống máy tính chuyên dụng, bàn điều khiển và hiển thị 49

2.3 Hoạt động của thiết bị Chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân……… 49

2.4 Ứng dụng trong chẩn đoán và điều trị……….……… 49

CHƯƠNG 3 MÔ HÌNH TOÁN HỌC VÀ SƠ ĐỒ THUẬT TOÁN MÔ PHỎNG NGUYÊN LÝ HOẠT ĐỘNG CỦA THIẾT BỊ CHỤP CẮT LỚP CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN 3.1 Tổng quan về một số phần mềm mô phỏng về MRI hiện có……… 55

3.1.1 Khảo sát một số phần mềm mô phỏng về MRI hiện có 560

3.1.2 Giới thiệu về ngôn ngữ lập trình Matlab………57

3.1.2.1 Khái niệm về Matlab 57

3.1.1 Tổng quan về cấu trúc dữ liệu của Matlab và ứng dụng 57

3.3 Mô phỏng từng công đoạn xử lý của thiết bị 63

3.3.1 Mô phỏng quá trình kích thích và tạo giả tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân 64

3.3.2 Mô phỏng quá trình xử lý tín hiệu bằng bộ tách sóng pha cầu phương 69

3.3.3 Mô phỏng quá trình xử lý và hiển thị ảnh 73

3.4 Mô phỏng toàn bộ quy trình xử lý của thiết bị 74

3.5 Chương trình mô phỏng 78

CHƯƠNG 4 KẾT QUẢ MÔ PHỎNG 4.1 Mô phỏng công đoạn kích thích và tạo giả tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân 82

4.2 Mô phỏng công đoạn thu nhận và xử lý tín hiệu bằng bộ tách sóng pha cầu phương 83

4.3 Mô phỏng công đoạn xử lý và hiển thị ảnh 84

4.4 Mô phỏng toàn bộ quy trình xử lý của thiết bị 86

KẾT LUẬN 88

TÀI LIỆU THAM KHẢO 90

PHỤ LỤC 91

Phụ lục I : Chương trình mô phỏng quá trình kích thích và tạo giả tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân 91

Phụ lục II: Chương trình mô phỏng quá trình xử lý tín hiệu bằng bộ tách sóng pha cầu phương 103

Phụ lục III: Chương trình mô phỏng quá trình xử lý và hiển thị ảnh 111

Phụ lục IV: Chương trình mô phỏng toàn bộ nguyên lý hoạt động của thiết bị Chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân 119

Phụ lục V: Các hàm định nghĩa dùng trong quá trình mô phỏng 131

LỜI MỞ ĐẦU

Ngày nay, với sự phát triển mạnh mẽ của khoa học kỹ thuật và công nghệ nói chung, việc ứng dụng các thành tựu khoa học kỹ thuật và công nghệ phục vụ trong lĩnh vực y tế cũng không ngừng lớn mạnh Cùng với sự phát triển này là sự xuất hiện của một chuyên ngành kỹ thuật mới, đó chính là chuyên ngành Kỹ thuật Y Sinh Trên thế giới, chuyên ngành này đã có các bước phát triển đáng kể và đóng vai trò không thể thiếu trong lĩnh vực y tế nói riêng và phục vụ cuộc sống của con người nói chung Đối với nước ta, đây là một chuyên ngành còn mới và bắt đầu được đưa vào giảng dạy ở một vài trường đại học lớn

Trong lĩnh vực Kỹ thuật y sinh, một bộ phận hết sức quan trọng là nghiên cứu khai thác sử dụng các loại trang thiết bị y tế Trong đó nhóm các thiết bị chẩn đoán hình ảnh chiếm số lượng tương đối lớn và đóng vai trò quan trọng không thể thiếu trong y tế hiện nay

Thiết bị chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân (Chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân) là một trong những thiết bị chẩn đoán hình ảnh rất phức tạp và đắt tiền Với điều kiện nước ta hiện nay, thiết bị này mới chỉ được trang

bị ở các bệnh viện tuyến trên Do đó, việc được tiếp cận thực tế với thiết bị để

có thể tiến hành nghiên cứu, khai thác sử dụng một cách hiệu quả là rất hạn chế và khó khăn

Mặt khác, xuất phát từ thực tế học tập, nghiên cứu và giảng dạy trong chuyên ngành Kỹ thuật y sinh, một chuyên ngành vẫn còn mới mẻ ở nước ta nên chưa có nhiều các công cụ và mô hình thí nghiệm phục vụ cho quá trình học tập và nghiên cứu

Được sự hướng dẫn của thầy giáo Nguyễn Đức Thuận, tôi đã thực hiện luận văn tốt nghiệp về thiết bị chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân này Đề

tài luận văn là: “ Nghiên cứu thiết bị chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân

ứng dụng trong chẩn đoán và điều trị ” Đây là một luận văn mô tả cấu tạo

chức năng của máy chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân ứng dụng trong y tế

và mô phỏng hoạt động của máy chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân bằng phần mềm với mục đích xây dựng một công cụ thí nghiệm ảo mô phỏng nguyên lý hoạt động của thiết bị chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân phục vụ cho việc học tập, nghiên cứu chuyên ngành Kỹ thuật Y sinh và các chuyên ngành kỹ thuật có liên quan khác Trên thực tế đã có một số thiết bị mô phỏng

về thiết bị này nhưng mới chỉ tập trung vào việc xử lý và hiển thị ảnh với các

dữ liệu có sẵn chủ yếu phục vụ cho việc huấn luyện của các y bác sỹ

Nội dung luận văn gồm 4 chương :

Chương 1: Tổng quan về thiết bị chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân Chương 2: Cấu tạo, hoạt động của thiết bị Chụp cắt lớp Cộng hưởng từ

hạt nhân ứng dụng trong chẩn đoán và điều trị

Chương 3: Mô hình toán học và sơ đồ thuật toán mô phỏng nguyên lý

hoạt động của thiết bị Chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân

Chương 4: Kết quả mô phỏng

Trong quá trình nghiên cứu, do còn hạn chế về thời gian và kiến thức nên đề tài không tránh khỏi những thiếu sót Tác giả rất mong nhận được những ý kiến đóng góp, xây dựng của quý thầy cô và bạn bè để đề tài thêm hoàn thiện

Cuối cùng, tôi xin chân thành cảm ơn sự tận tình hướng dẫn của thầy giáo Nguyễn Đức Thuận đã giúp tôi hoàn thành luận văn này

CHƯƠNG I: TỔNG QUAN VỀ THIẾT BỊ CHỤP CẮT LỚP

CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN

1.1 Giới thiệu chung

1.1.1 Khái niệm chung về chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân

Chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân (Magenetic Resonance Imaging - MRI) là một kỹ thuật tạo ảnh thường sử dụng chủ yếu trong y học để tạo ra hình ảnh giải phẫu của cơ thể nhờ sử dụng từ trường và sóng radio MRI dựa trên cơ sở nguyên lý cộng hưởng từ hạt nhân (Nuclear Magnetic Resonance - NMR), một kỹ thuật phân tích phổ sử dụng trong nghiên cứu khoa học để thu được các thông tin vi mô về cấu trúc vật lý hay hóa học của phân tử MRI ban đầu được sử dụng làm một phương pháp chụp cắt lớp, tức là tạo ra một ảnh tín hiệu NMR trong một lớp cắt mỏng xuyên qua cơ thể con người Ngày nay, MRI đã được mở rộng từ phương pháp chụp ảnh lớp cắt thành phương pháp chụp ảnh khối thể tích

Hình 1.1 Máy chụp cắt lớp cộng hưởng từ

Chụp MRI là phương pháp đưa cơ thể vào vùng từ trường cực mạnh đang hoạt động theo một chiều nhất định, tất cả các nguyên tử của các mô trong cơ thể đang chuyển động tự do theo nhiều chiều và dưới sự tác động của

từ trường có định hướng của hệ thống MRI sẽ thay đổi chiều chuyển động theo một hướng nhất định sau đó các hệ thống thu tín hiệu sẽ bắt được chiều chuyển động của các nguyên tử này để truyền về hệ thống vi tính xử lý tín hiệu và tạo ra hình ảnh Khi cơ thể ra khỏi vùng từ trường này thì các nguyên

tử trong các mô lại trở lại trạng thái bình thường

1.1.2 Quá trình phát triển kỹ thuật chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân

Năm 1946, Felix Bloch và Edward Purcell đã phát hiện ra hiện tượng cộng hưởng từ độc lập với nhau, giải Nobel vật lý năm 1952 cho hai nhà vật

lý này đã tạo tiền đề cho việc phát triển MRI Từ năm 1950 đến năm 1970, cộng hưởng từ đã được phát triển và sử dụng cho phân tích phân tử về vật lý

và hoá học

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 hưởng 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 tư cho thiết bị chụp ảnh y học MRI lần đầu tiên được chứng minh trong một mẫu ống thử nghiệm nhỏ bởi Paul Lauterbur trong cùng năm này Ông sử dụng kỹ thuật chiếu ngược tương tự như trong 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 Năm 1977, Raymond Damadian trình bày phương 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 được phát triển những năm sau đó để chụp ảnh được ở tốc độ thu hình (30ms /ảnh)

Năm 1980, chiếc máy cộng hưởng từ đầu tiên ra đời và sử dụng cho việc chụp ảnh y tế Edelstein tiến hành chụp ảnh cơ thể theo phương pháp của Ernst, một ảnh đơn có thể được thu nhận trong khoảng 5 phút theo kỹ thuật này Năm 1986, thời gian chụp giảm xuống còn 5 giây mà không giảm nhiều

về chất lượng ảnh

Năm 1987, phương pháp chụp ảnh hai chiều tiếng vọng được 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 hưởng từ (Magnetic Resonance Angiography - MRA), cho phép chụp ảnh dòng chảy của máu mà không cần sử dụng chất tăng tương phản (chất đối quang) Năm 1991, Richard Ernst đã thành công trong MRI và NMR dùng biến đổi Fourier xung và được nhận giải Nôbel về hoá học

Năm 1993, MRI chức năng (Function MRI - FMRI) được phát triển

Kỹ thuật này cho phép ánh xạ về chức năng của các vùng khác nhau trong bộ não con người 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 tư 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 phương pháp chụp ảnh nhờ khí Xenon 129Xe để nghiên cứu hô hấp MRI thực sự là một lĩnh vực khoa học rất mới nhưng không ngừng lớn mạnh nhanh chóng

Ngày nay, với các hệ thống MRI hiện đại lồng kín sử dụng nam châm siêu dẫn (các hệ thống có từ lực từ 1 Tesla trở lên) đã có các ưu thế vượt trội

về độ phân giải, tốc độ chụp, độ dày lát chụp, so với các hệ thống mở sử dụng nam châm cổ điển (các hệ thống có từ lực dưới 1 Tesla) nên đã đáp ứng

hầu hết các chỉ định chuyên khoa sâu như tim mạch, sọ não, thần kinh, mạch máu, giúp các chẩn đoán và điều trị của bác sỹ đạt độ chính xác cao

1.1.3 Các đặc điểm của MRI

Hiện nay trong các phương pháp ứng dụng cho chẩn đoán hình ảnh thì chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân là một phương pháp tiên tiến và hiện đại

vì thế nên đây cũng là phương pháp đem lại giá trị chẩn đoán và điều trị cao:

 Hình ảnh MRI cho phép tiếp cận trực quan đến nhiều cấu trúc phức tạp trong cơ thể để đánh giá các chức năng hoạt động của chúng mà không cần xâm nhập

 MRI là phương pháp tốt để phát hiện sớm và đánh giá tình trạng các khối u

 Các mô mềm như tim, gan, thận, phổi, cũng được chụp và tạo ảnh 3D với khoảng cách điểm ảnh 1mm để dễ dàng phát hiện các tổn thương nhỏ nhất và rõ nhất mà các phương pháp chẩn đoán hình ảnh khác không có được

 MRI là phương pháp tạo ảnh dựa trên nguyên lý cộng hưởng từ trường

mà không sử dụng tia X nên tránh cho bệnh nhân khỏi ảnh hưởng của tia X

Tuy nhiên MRI có một số yếu tố cần chú ý:

 MRI là vùng từ trường mạnh nên nếu bệnh nhân có các vật hoặc thiết bị

hỗ trợ bằng kim loại trong cơ thể sẽ gây nhiễu hình ảnh hoặc không được chỉ định chụp

 Phụ nữ có thai dưới 12 tuần tuổi nên hạn chế chụp MRI cho dù chưa có khuyến cáo nào về tác hại đến sức khỏe của các tổ chức y tế trên thế giới

 Chi phí cho ca chụp MRI thường cao hơn một số phương pháp như siêu

âm, X-Quang, CT,

1.2 Cơ sở vật lý của thiết bị chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân

1.2.1 Hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân

Hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân là sự tương tác có chọn lựa của các hạt nhân nguyên tử đặt trong từ trường không đổi với thành phần từ tính của sóng điện từ đi qua Hiện tượng này chỉ có thể khảo sát chính xác trong cơ học lượng tử Trong khuân khổ của luận văn chỉ hạn chế nghiên cứu một số nội dung cần thiết có liên quan đến nguyên lý hoạt động của thiết bị chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân

Momen spin từ (mômen động lượng riêng) của một số hạt nhân nguyên

L là mômen động lượng của hạt nhân

Trong một thành phần thể tích (voxel) hình thành vector từ hóa M xác

nguyên tử) để có thể sử dụng cách tiếp cận vĩ mô Giá trị của từ hoá M của mỗi voxel tỷ lệ thuận với mật độ proton trong nó, giá trị này sẽ quyết định đến cường độ điểm ảnh trong ảnh cộng hưởng từ sau này Khi không có từ trường ngoài thì M  0

Ld

(1.3)

Như vậy từ công thức (1.3) và (1.1) rút ra:

md

(1.4) Phương trình này hoàn toàn tương đương với phương trình tiến động của vật rắn quanh một trục cố định khi có ngoại lực tác dụng Tần số tiến động sẽ là:

Md

(1.6) Giả sử bằng một cách kích động nào đó véctơ M sẽ lệch khỏi véctơ Hοmột góc Khi lệch như vậy môđun véctơ M sẽ thay đổi Giả thiết véctơ Hοđược hướng theo dọc trục Oz (trục +Z) của một hệ quy chiếu thí nghiệm cố định Oxyz Do đó, việc lệch của M khỏi Hο có nghĩa là véctơ M có dạng:

Ở đây (,,k) là các véctơ đơn vị của hệ toạ độ Đề-các cố định

Khi không còn các tác động khác lên véctơ M ngoài trường bên ngoài



ο

H , véctơ M sẽ quay dần về hướng véctơ Hο , sự quay về này còn được gọi

là sự dãn hồi hay sự tiến động (chương động) và được đặc trưng bởi hai hằng

số thời gian dãn hồi T1 và T2

Hình 1.2: Quá trình dãn hồi của vectơ từ hóa

Hằng số thời gian T1 đặc trưng cho quá trình giảm về giá trị ở trạng thái cân bằng của thành phần Mz Thời gian này được gọi là thời gian dãn hồi spin

- mạng Hằng số thời gian T2 đặc trưng cho quá trình dãn hồi về vị trí cân bằng của véctơ từ hoá ngang Mxy được gọi là thời gian dãn hồi spin - spin Nhìn chung T2 ≤ T1 Véctơ từ hoá trong mặt phẳng XY trở về 0 trước khi véctơ từ hoá dọc tăng dần đến giá trị cân bằng

Một điểm cần chú ý ở đây là các hằng số T1 và T2 không phải là khoảng thời gian tiến động hoàn toàn về trạng thái cân bằng của các thành phần của vector từ hoá Thông thường T1, T2 được lấy tại thời điểm khi thành phần từ trường dọc Mz tăng đến giá trị khoảng 63% giá trị ban đầu của nó, và thành phần từ trường ngang suy giảm còn khoảng 37% giá trị cực đại

Hình 1.3: Đường cong dãn hồi

Các hằng số T1 và T2 này phụ thuộc vào các kiểu mô khác nhau Ví dụ

ở một số loại mô cụ thể như sau :

1.2.2 Kích thích tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân

Để kích hoạt sự chương động của các hạt nhân với mục đích sau đó ghi nhận tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân phát ra, người ta sử dụng trường điện

từ cao tần được định hướng một cách đặc biệt trong không gian Giả sử, véctơ dao động của trường này song song với trục Ox, hay chính xác hơn là thành phần từ trường của nó được mô tả dưới dạng phân cực tròn sau :

t t

H j t i

t t

H

t

H b( ) 1( ) (cos ) (sin ) 1( ) (cos ) (sin ) (1.8)

Một trong những trường phân cực tròn sẽ tác động tương hỗ với các hạt nhân (khi tần số  trùng với tần số chương động Larmor ) có chứa mômen từ Đây chính là bản chất của hiệu ứng Cộng hưởng từ hạt nhân

Giả sử hiệu ứng Cộng hưởng từ hạt nhân được xác định bởi thành phần đầu tiên trong biểu thức (1.8), lúc này biểu thức:

t t

H t

H b( ) 1( ) (cos ) (sin ) (1.9)

được gọi là trường hiệu quả

Khi đó phương trình biểu diễn vector từ hóa M của các spin từ là:

Ở đây H là từ trường bên ngoài,  là hệ số từ quay

Khi tác động lên hạt nhân đặt trong từ trường tĩnh ban đầu H0 một trường cao tần phương trình (1.9) sẽ có dạng sau:

dt dM

Kết hợp (1.10) và (1.12) và thực nghiệm quá trình dãn hồi có dạng hàm

mũ theo thời gian ta nhận được phương trình:

1

o z

2

y x

ο

T

k ) M (M T

j M i M H M

γd dt

Phương trình (1.13) mô tả vĩ mô hiện tượng tiến động của véctơ từ hoá

có tính đến các quá trình giãn hồi và được gọi là phương trình Bloch

Chúng ta sử dụng phương trình Bloch để xác định trường (1.9) tác động như thế nào đến véctơ từ hoá M(t)

Đối với dạng quan hệ H1(t) bất kỳ không thể xác định được lời giải chính xác cho hệ phương trình (1.12), tuy nhiên trong trường hợp khi:

Giả thiết thêm là ωωo γHovà chuyển sang các hàm mới u, v bằng cách thế :

o y o x

o y o x

M M

t cosω M t sinω M v

t sinω M t cosω M u

(1.15)

Từ công thức (1.15) thấy rõ là đại lƣợng u bằng hình chiếu của véctơ từ hoá M lên trục icủa hệ toạ độ Đề-các quay quanh trục Oz với tốc độ góc ωo, đại lƣợng v bằng hình chiếu của véctơ M lên trục

dM

M γH dt dv

0 dt du

1 z

0 t M

0 0 t v

0 0 t u

1 o z z

1 o z

γHω

t,cosωM(t)M

tsinωMv(t)

0u(t)

(1.18)

Như vậy trong hệ toạ độ di động (i,,kk) véctơ M(t) quay quanh trục i với tốc độ góc ω1 và không rời khỏi mặt phẳng ( ,k )

 τ

o

1(t)dtHγ

Quá trình làm cho tần số chương động của các spin phụ thuộc vào vị trí không gian được gọi là quá trình mã hoá Quá trình này được thực hiện nhờ các trường gradient (hay còn được gọi là các gradient từ trường) được tạo ra nhờ các cuộn dây dẫn điện (hay các cuộn gradient) Các gradient từ trường này được dùng để thu nhận các thông tin về tần số và pha của các tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân, hay chính là thu nhận thông tin về vị trí của các phần mô phát ra tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân

Một gradient từ trường có cường độ thay đổi một cách tuyến tính theo một hướng nào đó Khi không có gradient từ trường thì từ trường trong toàn

bộ đối tượng tạo ảnh là từ trường không đổi hay từ trường đồng nhất H0 Khi

các cuộn gradient được bật sẽ làm xuất hiện một từ trường nhỏ với cường độ

thay đổi bổ sung thêm vào từ trường không đổi H0

0

H H G r (1.21)

Hình 1.4: Sự khác nhau về từ trường khi không bật và bật gradient

Trong quá trình mã hoá không gian các gradient từ trường này được sử

dụng kết hợp theo cả ba hướng vuông góc nhau trong không gian (các hướng

x,y và z) Như sẽ thấy sau này, một gradient từ trường được bật theo một

hướng (thường theo hướng trục Z) để chọn lát cắt và hai trường gradient còn

lại sẽ được bật theo hai hướng vuông góc với hướng z để chẻ các lát cắt đó

0

ω   γH   γ(H  G r )  (1.23)

Khi này ứng với mỗi một phần tử thể tích trong không gian đối tượng

sẽ có một giá trị tần số Lamour khác nhau, và đây chính là quá trình mã hoá

thông tin về vị trí các điểm ảnh trong chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân Quá trình mã hóa không gian được thực hiện theo các bước sau:

 Bước 1 Quá trình chọn lớp cắt

Chọn lớp trong chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân thực chất là chọn các spin trong một mặt phẳng cắt qua đối tượng Nguyên lý chọn lớp được biểu diễn thông qua phương trình cộng hưởng Việc chọn lớp được thực hiện bằng cách áp dụng một trường gradient tuyến tính một chiều trong quá trình đưa vào xung kích thích vô tuyến Một xung kích thích vô tuyến được đưa vào đồng thời với trường gradient sẽ quay các spin nằm trong một lớp cắt hay một mặt phẳng cắt qua đối tượng

được đặt dọc theo trục của bệnh nhân, nên mỗi lát cắt của mô sẽ nằm trong một khoảng cường độ từ trường khác nhau và sẽ dẫn đến sự cộng hưởng ở các tần số khác nhau Điều này xảy ra bởi vì tần số cộng hưởng của các proton tỷ

 Bước 2 Mã hoá tần số

Bước tiếp theo trong quá trình mã hoá không gian là quá trình mã hoá tần

số Ý nghĩa của quá trình mã hoá tần số trong tạo ảnh cộng hưởng từ hạt nhân

là làm cho các phần tử thể tích (voxel) của mô phát ra các tín hiệu có tần số khác nhau dùng để tạo ra một chiều của ảnh

Quá trình mã hoá tần số này được thực hiện nhờ một trường gradient, giả sử là theo hướng trục X

Hình 1.7: Dạng gradient mã háo tần số

Tương tự như trường gradient theo phương Z ở trên, gradient từ trường

Gx này cũng tăng tuyến tính theo chiều dương của trục X và ngược lại sẽ giảm một cách tuyến tính theo chiều âm của trục X Khi đó tần số Lamour của các proton sẽ thay đổi theo hướng X và tần số của các vector từ trường ngang của mỗi thành phần thể tích (voxel) xác định theo:

 Bước 3: Quá trình mã hoá pha

Như vậy, trong quá trình mã hoá không gian tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân ta đã thực hiện được hai bước mã hoá, đó là: chọn lát cắt để tạo ra một thiết diện hai chiều mỏng và mã hoá tần số cho một chiều của lát cắt đó

Để thu được chính xác thông tin về vị trí của các tín hiệu ta cần thực hiện quá trình mã hoá theo chiều còn lại (vuông góc với chiều mã hoá tần số) của lát cắt đó

Tương tự như quá trình mã hoá tần số, quá trình mã hoá pha được thực hiện nhờ một trường gradient Gy (giả sử có phương theo chiều trục Y) như sau:

Hình 1.8: Dạng gradient mã hóa pha

Trong khoảng thời gian bật của Gy, các vector từ trường sẽ quay với các tần số khác nhau tuỳ thuộc vào vị trí trên trục Y Sau khi gradient từ trường Gy tắt, tất cả các vector từ trường của các thành phần thể tích (voxel)

sẽ lại quay với cùng một tần số như ban đầu Tuy nhiên, các vector từ trường

này đã bị di pha đi theo phương của trục Y, tức là các vector từ trường sẽ có hướng khác nhau ở các vị trí khác nhau trên trục Y Còn trên cùng một hàng các vector từ trường này có cùng hướng hay có cùng tần số Góc di pha phụ thuộc vào vị trí của các voxel trên trục Y được xác định bởi cường độ gradient

từ trường Gy và khoảng thời gian tác động  t

.G Y y t

   (1.26) Như vậy, có thể nói các tín hiệu tạo ra từ mỗi voxel đã được mã hoá pha Tất cả các tín hiệu này được phát ra tại cùng một thời điểm và được trộn với nhau như một tín hiệu phức hợp Các tín hiệu này sẽ được tách ra thành các thành phần tín hiệu riêng trong quá trình tái tạo ảnh sau này Trong mỗi một chu kỳ tạo ảnh, gradient mã hoá pha được thay đổi từng khoảng giá trị nhỏ một, gọi là các bước mã hoá pha Mỗi một bước mã hoá pha tạo ra một tín hiệu phức hợp của tất cả các voxel bên trong một lát cắt Sự khác nhau giữa các bước là các tín hiệu từ các voxel riêng rẽ có mối quan hệ về pha bên trong tín hiệu phức hợp đó

Để tạo được một ảnh bằng phương pháp biến đổi Fourier hai chiều DFFT), một tín hiệu phức hợp hay một bước mã hoá pha phải được thu nhận cho mỗi một voxel để tạo ra một chiều mang thông tin về pha (chiều mã hoá pha) Do đó, số các bước mã hoá pha cần để tạo ra một ảnh xác định kích thước của ma trận ảnh Ví dụ, một ma trận ảnh 128x128 thì phải cần 128 bước

Cộng hưởng từ hạt nhân cảm ứng trong cuộn thu trước khi được đưa đến bộ tách sóng cầu phương có dạng:

r T t r

Sau khi qua bộ tách sóng cầu phương, tín hiệu vô tuyến tần số cao này

sẽ được chuyển đổi sang dạng tín hiệu âm tần, đồng thời tách ra làm hai thành phần trực giao nhau

Trên thực tế quá trình này chỉ có thể thực hiện bằng phần cứng do dải tần của tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân quá cao (khoảng vài trăm MHz) Việc xử lý tín hiệu bằng bộ tách sóng pha cầu phương có một vai trò đặc biệt

quan trọng trong việc tách riêng từng tín hiệu có các thành phần tần số và pha khác nhau Nhờ đó cho phép có thể tái tạo lại được ảnh mật độ proton trong một lát cắt đối tượng bằng thuật toán biến đổi Fourier

1.2.5 Lấy mẫu và chuyển đổi tín hiệu FID tương tự sang dạng số

Tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân sau khi được xử lý bởi bộ tách sóng pha cầu phương được lưu trữ lại trong bộ nhớ để xử lý và tái tạo ảnh sau này Quá trình xử lý và tái tạo ảnh này dược thực hiện nhờ các máy tính chuyên dụng có tốc độ xử lý rất cao Do tín hiệu FID sau bộ tách sóng cầu phương là tín hiệu tương tự nên để có thể lưu trữ được vào bộ nhớ máy tính cần phải lấy mẫu và chuyển đổi chúng sang dạng số

Hình 1.9: Quá trình lấy mẫy phần thực và ảo

Quá trình chuyển đổi này được thực hiện nhờ các bộ chuyển đổi tương

tự số (ADC hay các bộ số hoá), tín hiệu điện áp FID tương tự được lấy mẫu tại các khoảng thời gian bằng nhau và tại mỗi điểm lấy mẫu được gán với một giá trị nguyên (có thể dương hoặc âm) tương ứng với cường độ điện áp Các

số này tạo ra một chuỗi liên tục các giá trị biểu diễn cho tín hiệu FID

Hình 1.10: Quá trình số hóa tín hiệu FID

Do có hai kênh thực và ảo đều được chuyển đổi tương tự - số nên dãy các giá trị này được lưu dưới dạng một dãy các cặp giá trị: thực(1), ảo(1); thực(2), ảo(2) …

Trong quá trình lấy mẫu tín hiệu FID ta cần chú ý đến hai tham số quan trọng là số điểm lấy mẫu và chu kì lấy mẫu Số điểm lấy mẫu chính là số các cặp giá trị thực và ảo, còn chu kì lấy mẫu là khoảng thời gian giữa 2 điểm dữ liệu được lấy mẫu liên tiếp Chu kì lấy mẫu còn được gọi là khoảng thời gian dừng và được kí hiệu là DW Khoảng thời gian này cho phép ta có thể xác định được tần số cực đại của tín hiệu là:

W

* 2

1

X

D

f MA  (1.31) Điều này có nghĩa là tần số lấy mẫu ít nhất phải lớn hơn hai lần tần số của tín hiệu cần lấy mẫu Điều gì xẩy ra khi tần số tín hiệu vượt quá giá trị tần số

Hình 1.11: Hiện tượng nhiễu loạn (hay “Aliasing)

Hiện tượng này gọi là hiện tượng nhiễu loạn hay “Aliasing” bởi vì đỉnh quang phổ xuất hiện tại vị trí không đúng trong dải quang phổ cộng hưởng từ hạt nhân Để khắc phục hiện tượng này thì cần tăng tần số lấy mẫu (hoặc giảm chu kỳ lấy mẫu) cho đến khi tần số lấy mẫu phải lớn hơn ít nhất hai lần tần số

của tín hiệu trở lên

1.2.6 Quá trình xử lý và tái tạo ảnh trong Chụp cắt lớp Cộng hưởng

từ hạt nhân

Như vậy trong một chu kỳ tạo ảnh, các gradient từ trường Gx,Gy,Gz

được bật tắt tại các thời điểm cụ thể và kết hợp với nhau thành một quá trình

để có thể mã hoá được các thông tin về vị trí của các điểm ảnh tương ứng với từng vị trí các voxel của mô Mỗi một quá trình này được gọi là một chu kỳ Gradient và được biều diễn trên một biểu đồ thời gian Tuỳ từng phương pháp tạo ảnh cụ thể mà các thời điểm bật tắt của các gradient là khác nhau Biểu đồ một phương pháp tạo ảnh thường được sử dụng trong Chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân có dạng như sau:

Hình 1.12: Một chu kỳ thu nhận tín hiệu

Đầu tiên gradient chọn lớp cắt được bật, đồng thời tác dụng một xung

RF tới các mô Điều này sẽ giới hạn vùng kích thích từ trường và tạo thành tiếng vọng ứng với các mô trong một lát cắt cụ thể

Thứ hai là dùng một gradient mã hoá pha trong khoảng thời gian ngắn ứng với một chu kỳ để tạo ra sự sai pha theo một chiều của ảnh Cường độ của gradient này được thay đổi theo từng khoảng nhỏ tương ứng với một bước

mã hoá để tạo ra các “view” khác nhau cần thiết cho việc khôi phục ảnh

Cuối cùng là dùng một gradient mã hoá tần số đồng thời vời việc thu nhận tín hiệu tiếng vọng spin phát ra từ các mô Điều này làm cho các voxel khác nhau phát ra các tín hiệu với các tần số khác nhau

Do có sự kết hợp hoạt động của 3 gradient, nên các voxel riêng rẽ bên trong một lát cắt phát ra các tín hiệu khác nhau theo tần số và pha Tức là chúng có một sự sai khác về pha theo chiều mã hoá pha và một sự sai khác về tần số theo chiều tần số Mặc dù các tín hiệu này là phát ra cùng một lúc và được thu nhận bởi bộ thu như là một tín hiệu phức hợp, nhưng nhờ có bộ tách sóng pha cầu phương mà quá trình tái tạo ảnh sau này cho phép ta có thể tách riêng được từng tín hiệu có các thành phần tần số và pha tương ứng của nó

Để chuẩn bị cho việc mô phỏng sau này, sau đây ta sẽ xem xét theo quan điểm toán học một cách chi tiết các quá trình xử lý và tái tạo ảnh Cộng

hưởng từ hạt nhân Đây thực chất là các quá trình biến đổi toán học và được thực hiện bởi các máy tính chuyên dụng có tốc độ cao Vai trò chủ yếu của chúng là tính toán xử lý các dữ liệu đã được lưu sẵn trong bộ nhớ thu được sau bộ tách sóng pha cầu phương Trên thực tế có một vài phương pháp tạo ảnh khác nhau, nhưng phương pháp thông dụng và được sử dụng nhiều nhất trong các thiết bị MRI hiện nay là phương pháp biến đổi Fourier 2 chiều (2-D FFT)

 Công thức toán học của phép biến đổi Fourier

Với các dữ liệu dạng mảng một chiều (các vector) thì ta có cặp biến đổi Fourier một chiều:

Phép biến đổi Fourier 1 chiều thuận:

dt t i t

f

F()  ( ) exp(  ) (1.32) Phép biến đổi Fourier 1 chiều ngược:

Với các dữ liệu dạng mảng nhiều chiều thì ta sẽ có cặp biến đổi Fourier nhiều chiều tương ứng, nhưng trong thực tế ta thường chỉ xét đến các phép biến đổi Fourier hai chiều thực hiện trên dữ liệu là mảng hai chiều hay các ma trận Ở đây ta có cặp biến đổi Fourier hai chiều sau:

Phép biến đổi Fourier 2 chiều thuận:

F ( u , v )   f ( x , y ) exp[  i ( ux  vy )] dxdy (1.34)

Phép biến đổi Fourier 2 chiều ngược:

f x y F(u,v) exp [i(ux vy)]dudv

) 2 (

1 ) ,

Bây giờ ta sẽ xem xét chi tiết hơn về dữ liệu lưu trong bộ nhớ thu được sau bộ cầu phương Dữ liệu này còn được gọi là dữ liệu thô (raw data), biểu diễn miền thời gian của nó có dạng sau:

Hình 1.13: Dạng biểu diễn của ma trận dữ liệu thô

Mỗi tín hiệu FID tương ứng với một chu kỳ thu nhận tín hiệu hay một bước mã hoá pha Số bước mã hoá pha này phải bằng với kích thước của ma trận ảnh theo chiều mã hoá pha Điều này có ý nghĩa trong việc thực hiện phép biến đổi Fourier theo chiều thứ hai trong quá trình xử lý và tái tạo ảnh

Đầu tiên phép biến đổi Fourier được thực hiện trên tập hợp dữ liệu thô theo chiều mã hoá tần số Kết quả cho ta các đỉnh quang phổ tần số của mỗi tín hiệu riêng biệt theo chiều mã hoá tần số tương ứng với các vị trí trên trục X:

Hình 1.14: Dạng dữ liệu khi biến đổi Fourier theo chiều mã hóa tần số

Ta xét đối với một cột tần số trên trục X có dạng sau :

Hình 1.15: Sự thay đổi giá trị theo chiều mã hóa pha trong một cột tần số

Ta có thể thấy đƣợc các đỉnh tần số trong một cột trên trục X dao động theo chiều mã hoá pha Khi đó nhìn theo chiều mã hoá pha ta có thể coi các đỉnh tần số dao động này nhƣ là một tín hiệu dao động theo thời gian:

Hình 1.16: Biều diễn sự thay đổi giá trị như một tín hiệu

thay đổi theo thời gian

Khi thực hiện phép biến đổi Fourier theo chiều mã hoá pha ta sẽ thu được các đỉnh tần số đơn của mỗi tín hiệu tại các vị trí trên ma trận ảnh tương ứng với vị trí của voxel phát ra tín hiệu đó

Hình 1.17: Sau khi biến đổi Fourier theo chiều mã hóa pha

Toàn bộ quy trình xử lý bằng phép biến đổi Fourier hai chiều có thể được tóm tắt trong hình vẽ sau:

Hình 1.18: Quá trình xử lý dữ liệu thô bằng biến đổi Fourier 2 chiều

Khi này ta đã xác định được ma trận ảnh với các vị trí điểm ảnh tương ứng với tín hiệu phát ra từ voxel của mô có các tần số và pha khác nhau

Hình 1.19: Sự tương ứng về vị trí giữa voxel của mô

và điểm ảnh nhận được

Giá trị biên độ của mỗi đỉnh tần số sẽ tỷ lệ thuận với cường độ sáng trên ảnh Và khi đó bằng cách đối chiếu mức xám (gán giá trị cường độ với một mức xám nhất định) ta sẽ nhận được ảnh cộng hưởng từ hạt nhân của một

lớp cắt đối tượng tương ứng với ma trận điểm ảnh vừa thu được Cường độ sáng hay tối của điểm ảnh tuỳ thuộc vào giá trị biên độ của nó Giá trị biên độ càng lớn, điểm ảnh sẽ càng sáng và ngược lại giá trị biên độ càng nhỏ thì điểm ảnh sẽ càng tối Như vậy tuỳ thuộc vào mật độ proton bên trong cấu trúc

mô sẽ cho các mức độ sáng tối khác nhau tương ứng với nó trên ảnh, và chính điều này cho phép phản ánh đúng được cấu trúc thực sự của các vùng mô bên trong cơ thể bệnh nhân

Hình 1.20: Một dạng ảnh cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân

1.2.7 Các phương pháp tạo ảnh

Trong phần trên chúng ta đã biết làm thế nào để tạo ra được một ảnh Cộng hưởng từ hạt nhân từ một đối tượng, bắt đầu từ việc kích thích tín hiệu, đến việc mã hoá thông tin về vị trí, thu nhận tín hiệu và cuối cùng là tái tạo lại ảnh Trong phần này sẽ tập trung vào kết quả cuối cùng, đó chính là các ảnh Cộng hưởng từ hạt nhân Cụ thể chúng ta sẽ nghiên cứu làm thế nào để có thể thay đổi được độ tương phản của ảnh nhờ một số các phương pháp tạo ảnh cơ bản

Trên thực tế có nhiều phương pháp tạo ảnh khác nhau dựa trên nguyên

lý Cộng hưởng từ hạt nhân Các phương pháp này khác nhau chủ yếu ở phương pháp kích thích và thu nhận dữ liệu hay chính là kiểu dãy xung RF và trường gradient được sử dụng Mỗi phương pháp có một tập hợp các tham số

cần điều chỉnh để nhận được các đặc tính nhất định của ảnh Việc lựa chọn tối

ưu các tham số này nhằm cải thiện độ tương phản của ảnh tạo ra ảnh có chất lượng tốt và có thể giảm thời gian chụp

Các phương 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 được thực hiện bằng cách sử dụng một xung kích động vô tuyến, quá trình này gọi là quá trình kích động và thường được 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 trưng bởi góc quay (Flip Angle - FA) Góc quay

900 sẽ biến đổi toàn bộ thành phần véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang Dạng xung này được sử dụng trong hầu hết các phương pháp, tuy nhiên cũng

có phương pháp sử dụng xung kích động với FA < 900 Phương pháp góc quay nhỏ (Small Flip Angle - SFA) chỉ biến đổi một phần véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang, phương pháp này chủ yếu sử dụng để làm giảm thời gian 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

1.2.7.1 Phương pháp tiếng vọng spin

Phương pháp tiếng vọng spin được đặc trưng bởi dãy xung tạo tín hiệu

và tiếng vọng gồm một xung kích động 900

và sau đó sẽ tác dụng tiếp một xung 1800

Hình 1.21: Phương pháp tạo ảnh tiếng vọng spin

Quá trình này có thể được giải thích như sau: Đầu tiên dùng một xung

vô tuyến 90 độ kích thích tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân, sau khi kích thích bằng xung vô tuyến này thì hạt nhân sẽ xuất hiện các thành phần từ trường ngang, chúng quay cùng vận tốc với nhau, hay là cùng pha với nhau quanh phương của từ trường ngoài Sự quay này chính là sự chương động tự do, tốc

độ chương động hay tần số cộng hưởng phụ thuộc vào cường độ từ trường ngoài Các hạt nhân ở các vị trí khác nhau trong từ trường thì sẽ chương động với các tần số khác nhau Đối với mỗi phần tử thể tích (một voxel) của mô, có một sự khác biệt nhỏ về cường độ từ trường Kết quả, sẽ có khác nhau nhỏ về tần số chương động của các hạt nhân trong voxel đó Sau một khoảng thời gian ngắn, các hạt nhân đó sẽ không còn chương động cùng pha với nhau nữa Khi đó hướng của các thành phần từ trường ngang của các hạt nhân sẽ không còn giống nhau nữa, và kết quả thành phần từ trường ngang của voxel đó sẽ giảm đi Hiện tượng này được gọi là sự di pha Nếu lúc này ta tác dụng vào một xung vô tuyến 1800

thì nó sẽ làm quay các thành phần từ trường ngang đang quay của mỗi hạt nhân này đi một góc 1800

theo mặt phẳng ngang và sẽ làm đảo ngược hướng quay của nó Quá trình này sẽ dẫn đến sự hội tụ pha trở lại của các hạt nhân, và kết quả là sau một khoảng thời gian đúng bằng khoảng thời gian giữa hai lần kích thích đó thì tất cả các hạt nhân trong một

voxel sẽ cùng pha trở lại Khoảng thời gian TE từ khi kích thích xung vô tuyến 900

đến khi có sự đồng pha trở lại được gọi là khoảng thời gian xẩy ra tiếng vọng Lúc này cường độ của thành phần từ trường ngang của một voxel

là lớn nhất, dẫn đến cường độ của tín hiệu tiếng vọng cũng sẽ là lớn nhất Mặt khác ta biết rằng quá trình suy giảm của thành phần từ trường ngang được đặc trưng bởi hằng số dãn hồi T2 của mô Trong hầu hết các quá trình tạo ảnh, cường độ của tín hiệu xác định độ sáng tương ứng của điểm ảnh, và mức độ tương phản đối với từng thành phần riêng biệt của mô được điều chỉnh thông qua giá trị TR và TE

1.2.7.2 Phương pháp đảo nghịch phục hồi

Phương pháp đảo nghịch phục hồi chính là phương pháp tiếng vọng spin ứng dụng nhằm đạt được một số kết quả xác định Một trong các ứng dụng là tạo ra độ tương phản T1 cao và ứng dụng thứ hai nhằm chắn tín hiệu dẫn đến thay đổi cường độ sáng (mức xám) của mô mỡ

Hình 1.22: Phương pháp đảo nghịch phục hồi

Dãy xung đảo nghịch phục hồi nhận được từ dãy xung tiếng vọng spin bằng cách thêm vào một xung đảo ngược 1800 Xung này đưa vào đầu mỗi chu kỳ tạo ảnh để quay véctơ từ hoá đi một góc 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 như trong phương pháp tiếng vọng spin

Giống như phương pháp tiếng vọng spin, phương pháp đảo nghịch phục hồi 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; được gọi là thời gian đảo nghịch TI (Inversion Time) Việc điều chỉnh TI được thực hiện bởi người sử dụng nhằm điều chỉnh độ tương phản

 Độ tương phản T1

Đặc tính cơ bản mang tính nguyên lý của ảnh sử dụng phương pháp đảo nghịch phục hồi là có độ tương 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

 Hiệu ứng chắn tín hiệu từ mô mỡ

Chúng ta biết rằng mô mỡ có giá trị T1 tương đối nhỏ, nó sẽ hoàn thành 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 trước 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 được thực hiện bằng cách chọn thời gian

TI tương đối ngắn Phương pháp này thường gọi là phương pháp đảo nghịch phục hồi ngắn (Short TI Inversion Recovery - STIR)

1.2.7.3 Phương pháp tiếng vọng gradient

Kỹ thuật tiếng vọng gradient thường sử dụng cùng với xung kích động tạo góc quay nhỏ hơn 900 Vì vậy phương pháp này còn được gọi là phương pháp tiếng vọng gradient góc quay nhỏ, viết tắt là SAGE (Small Angle Gradient Echo) Phương pháp SAGE đòi hỏi thời gian thu nhận dữ liệu ngắn hơn so với phương pháp tiếng vọng spin Phương pháp này cũng tăng khả

năng điều chỉnh độ tương phản do góc quay cũng là một tham số để điều chỉnh

Hình 1.23: Phương pháp tiếng vọng Gradient

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 quay

là 900 toàn bộ thành phần véctơ từ hoá dọc chuyển thành thành phần véctơ từ hoá ngang như trong phương 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 tương 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 cường 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 được các nhược điểm kể trên là sử dụng xung kích động tạo góc quay nhỏ hơn 900

Xung kích động tạo góc quay 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 1.24: Ảnh hưởng của xung kích động tạo góc lệch nhỏ

đối với vectơ từ hóa dọc

Việc giảm góc quay tạo ra hai hiệu ứng cần được khảo sát đồng thời Hiệu 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 cường độ tín hiệu so với

sử dụng xung kích động 900 Tuy nhiên khi góc quay nhỏ, chỉ một phần nhỏ của véctơ từ hoá dọc được chuyển thành véctơ từ hoá ngang làm giảm cường

độ tín hiệu Như vậy, khi thay đổi góc lệch sẽ ảnh hưởng đến cường độ tín hiệu

CHƯƠNG II: CẤU TẠO, HOẠT ĐỘNG CỦA THIẾT BỊ CHỤP CẮT LỚP CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN ỨNG

DỤNG TRONG CHẨN ĐOÁN ĐIỀU TRỊ

2.1 Tổng quan về phần cứng

Hình 2.1 Sơ đồ khối thiết bị chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân

Thiết bị chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt nhân bao gồm một số các thành phần chính như sau:

 Hệ thống nam châm gồm các cuộn nam châm siêu dẫn: tạo ra từ trường chính cực mạnh không đổi

 Hệ thống các cuộn gradient: tạo trường gradient

 Các cuộn thu phát sóng vô tuyến RF: phát xung vô tuyến và thu tín hiệu Cộng hưởng từ hạt nhân

 Hệ thống định vị và kiểm soát bệnh nhân (bàn bệnh nhân)