Basic physic of MRI

Khi chọn thời điểm TE ngắn < 30 msec để thu tín hiệu, thư duỗi T2 mới bắt đầu diễn ra nên chỉ có một số ít spin proton phát tín hiệu echo, kết quả là cường độ tín hiệu thu được sẽ thấp c

Mục lục

1 Từ trường hạt nhân và hiện tượng cộng hưởng từ 7

1.1 Từ trường hạt nhân 7

1.2 Hiện tượng cảm ứng từ 8

1.3 Tần số Larmor 9

1.4 Hiện tượng cộng hưởng từ 9

1.5 Khái niệm pha 10

2 Thư duỗi 11

2.1 Thư duỗi T1 11

2.2 Thư duỗi T2 12

2.3 Thư duỗi T2* 13

2.4 Suy giảm cảm ứng tự do 13

3 Sự tương phản hình ảnh 14

3.1 Thời gian lặp lại xung TR 14

3.2 Thời gian thu tín hiệu TE 15

3.3 Mỗi liên quan của TR, TE và sự tương phản 16

3.4 Hiện tượng bão hòa 17

3.5 Góc lệch 18

4 Hình ảnh cắt lớp và mã hóa tín hiệu 19

4.1 Hệ thống chênh từ 19

4.2 Mã hóa không gian 21

4.2.1 Gradient mã hóa tần số 21

4.2.2 Gradient mã hóa pha 22

4.2.3 Mã hóa không gian 3 chiều 23

4.3 K-space 23

4.4 Biến đổi Fourier 25

5 Nhiễu từ và các yếu tố ảnh hưởng 26

5.1 Chỉ số nhiễu từ SNR 26

5.2 Các yếu tố ảnh hưởng đến SNR 26

5.2.1 Pixel, Volxel, Matrix 26

5.2.2 FOV 27

5.2.3 Độ dày lớp cắt 28

5.2.4 Bandwidth 29

5.2.5 Interslice-gap 29

5.2.6 NEX 29

5.2.7 Cường độ từ trường 30

5.2.8 RF coils 30

6 Hệ thống máy chụp cộng hưởng từ 32

6.1 Tổng quan 32

6.2 Nam châm 33

6.2.1 Nam châm điện trở 33

6.2.2 Nam châm vĩnh cửu 34

6.2.3 Nam châm siêu dẫn 34

7 Một số chuỗi xung cơ bản 35

7.1 Chuỗi xung Spin Echo 35

7.1.1 Nguyên lý 35

7.1.2 Đặc điểm 36

7.1.3 Hiệu ứng black-blood 37

7.1.4 Multislice 38

7.1.5 Tên thương mại 39

7.2 Chuỗi xung IR 39

7.3 Chuỗi xung FLAIR 40

7.4 Chuỗi xung STIR 41

7.5 Chuỗi xung Gradient Echo 43

7.5.1 Nguyên lý 43

7.5.2 Đặc điểm 44

7.5.3 Spoiled GRE 45

7.5.4 Chuỗi xung SSFP 45

7.6 Multi-Echo 46

7.7 Các chuỗi xung chụp nhanh 47

7.7.1 Giới thiệu 47

7.7.2 Fast SE 48

7.7.3 HASTE 49

7.7.4 Fast GRE 50

7.7.5 EPI 50

7.7.6 GRASE 51

7.8 Các chuỗi xung bão hòa mỡ 52

7.8.1 Chemical-shift 52

7.8.2 STIR 54

7.8.3 SPIR 54

7.9 Các chuỗi xung mạch máu 55

7.9.1 Black-blood imaging 55

7.9.2 Bright-blood imaging 57

7.9.3 TOF 58

7.9.4 PC-MRA 60

7.9.5 CE-MRA 61

7.9.6 Perfusion weighted imaging 62

7.9.7 Diffusion weighted imaging 68

8 Nhiễu ảnh cộng hưởng từ 75

8.1 Motion artifact 75

8.1.1 Đặc điểm 75

8.1.2 Cách khắc phục 76

8.2 Flow artifact 78

8.2.1 Đặc điểm 78

8.2.2 Cách khắc phục 78

8.3 Aliasing artifact 80

8.3.1 Đặc điểm 80

8.3.2 Cách khắc phục 80

8.4 Chemical-shift artifact 82

8.4.1 Đặc điểm 82

8.4.2 Cách khắc phục 83

8.5 Susceptibility artifacts 83

8.5.1 Đặc điểm 83

8.5.2 Cách khắc phục 84

8.6 Gibb artifact 85

8.6.1 Đặc điểm 85

8.6.2 Cách khắc phục 86

8.7 Partial volume artifact 87

8.7.1 Đặc điểm 87

8.7.2 Cách khắc phục 88

8.8 Zipper artifact 88

8.8.1 Đặc điểm 88

8.8.2 Cách khắc phục 88

8.9 Crisscross artifact 88

8.9.1 Đặc điểm 88

8.9.2 Cách khắc phục 89

8.10 Crosstalk artifact 89

8.10.1 Đặc điểm 89

8.10.2 Cách khắc phục 90

8.11 Magic angle artifact 90

8.11.1 Đặc điểm 90

8.11.2 Cách khắc phục 90

9 Viết tắt 92

10 Thuật ngữ và ch giải 93

Nguyên lý cơ bản của tạo ảnh cộng hưởng từ

Bs Đào Danh Vĩnh Điện Quang Bạch Mai www.bmir.vn

Trong thực tế khi học tập và làm việc với các hệ thống MRI đặc biệt các hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ có từ lực cao (1.5T, 3T) ch ng ta thường gặp hàng loạt các thông số như TR, TE, Matrix, FOV, FA, Gap, Accquisition…hay ch ng ta gặp các chuỗi xung T1W, T2W, FLAIR, STIR, In phase, Out

of phase, TrueFISH, HASTE…Vậy bản chất của các thông số hay chuỗi xung đó là gì, có ý nghĩa ứng dụng như thế nào Hoặc một vấn đề khác cũng khá phổ biến trong thực hành tạo ảnh cộng hưởng

từ là hiện tượng nhiễu ảnh (artifact) xảy ra vì nguyên nhân gì, nhận biết và khắc phục như thế nào

Đó thực sự là những vấn đế không dễ để trả lời đối với không ít người trong số ch ng ta, đặc biệt đối với những người bắt đầu tiếp cận với hình ảnh cộng hưởng từ

Hiện nay tại Việt Nam, các hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ có từ lực 1.5T đã khá phổ biến và trong tương lai không xa các hệ thống hiện đại hơn như 3T cũng sẽ được triển khai rộng rãi Điều

đó sẽ đặt ra những thách thức không nhỏ đối với những người làm chẩn đoán hình ảnh, bao gồm

cả bác sỹ và kỹ thuật viên, cần phải cập nhật liên tục để có thể làm chủ và vận hành được những trang thiết bị hiện đại này Để làm được điều đó, trước hết ch ng ta phải bắt đầu từ nền móng cơ bản nhất, đó là nguyên lý cơ bản của tạo ảnh cộng hưởng từ Tuy nhiên, cộng hưởng từ lại là hiện tượng vật lý siêu vi mô, phức tạp và trừu tượng, không thể nhìn thấy bằng mắt thường, cũng không thể sờ thấy

Trong khuôn khổ tài liệu này, chỉ dựa trên những hiểu biết và kinh nghiệm cá nhân trong quá trình học tập - làm việc cũng như tham khảo từ những thế hệ đi trước, ch ng tôi tóm tắt và đơn giản hóa tối đa nhằm giới thiệu một số vấn đề cơ bản về nguyên lý tạo ảnh cộng hưởng từ đến những bạn đồng nghiệp mới bước đầu đi vào tìm hiểu lĩnh vực hình ảnh cộng hưởng từ Kiến thức

là vô hạn, năng lực của mỗi người là hữu hạn, luôn đón nhận mọi ý kiến đóng góp từ quý đồng nghiệp

H1a CTscanner H1b MRI (T2WI) H1c MRI (FLAIR) H1d MRI (T1W-Gd) Hình 1 So sánh sự tương phản mô giữa hình ảnh CTscanner (H1a) và MRI (H1b,c,d) trong bộc lộ tổn thương

H2a MR angiography H2b MR spectroscopy H2c MR diffusion tractography Hình 2 Một số kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ chuyên sâu

Hình 3 Hàng loạt các câu hỏi về ý nghĩa và ứng dụng của các thông số kỹ thuật như SE, GR, TR, TE, Slice thickness, Gap, Bandwidth, Matrix, FOV, NEX hoặc các chuỗi xung như T1W, T2W, Inphse, out of phase, FLAIR, STIR, TrueFISH, HASTE, FLASH, DW…

1 Từ trường hạt nhân và hiện tượng cộng hưởng từ

1.1 Từ trường hạt nhân

Hạt nhân nguyên tử hydro được cấu tạo bởi một proton mang điện tích dương, quay xung quanh hạt nhân là một electron mang điện tích âm, tuy vậy ch ng ta chỉ quan tâm đến proton mà thôi Hình ảnh cộng hưởng từ ứng dụng trong y học được tạo ra từ việc thu tín hiệu của hạt nhân nguyên tử hydro, tức là proton Proton sẵn có 2 thuộc tích vật lý cơ bản:

 Momen quay: proton luôn tự quay xung quanh một trục riêng của nó, chuyển động quay này tạo ra một momen quay

 Momen từ: do mang điện tích nên khi quay proton tạo ra xung quanh nó một từ trường hạt nhân, từ trường này có thể bị ảnh hưởng và thay đổi dưới sự tác động của từ trường bên ngoài hoặc của sóng điện từ Ch ng ta chỉ quan tâm đến thuộc tính này

H4a Hạt nhân nguyên tử hydro có

1 proton mang điện dương, quay

xung quanh trục của riêng nó

H4b Do chuyển động quay, proton

có momen quay giống như một con quay

H4c Do có từ trường bao quanh nên proton có momen từ giống như thanh một nam châm

Các momen từ được biểu diễn dưới dạng vector, có 3 đặc tính cơ bản là độ lớn, phương và chiều Tổng hợp các vector biểu diễn momen từ tuân theo các phép cộng vector của toán học Ví dụ nếu 2 vector có cùng độ lớn, cùng phương nhưng ngược chiều nhau thì vector tổng hợp sẽ bằng không, hoặc nếu hai vector có cùng độ lớn, cùng phương và cùng chiều nhau thì vector tổng hợp sẽ cùng phương, chiều và gấp đôi chiều dài các vector thành phần (H2) Những kiến thức về hình học vector là tiền đề để ch ng ta hiểu về Mo, Mz, Mxy, hay sự suy giảm của Mxy…

H5a Các vector A,B,C,D sắp xếp

ngẫu nhiên giống như các proton

trong một tổ chức

H5b Vector (A+B) là tổng hợp của 2 vecotr A và B có phương và chiều khác nhau

H5c Minh họa tổng hợp các vector

có cùng phương nhưng chiều và độ lớn khác nhau

1.2 Hiện tượng cảm ứng từ

Hiện tượng cảm ứng từ ch ng ta có thể quan sát được bằng mắt thường là sự cảm ứng từ giữa

từ trường trái đất và chiếc la bàn Trái đất tự quay xung quanh trục của mình nên có momen từ theo hướng Bắc – Nam Kim la bàn là một thanh nam châm có momen từ Khi đặt một chiếc labàn

ở bất kỳ đâu trên bề mặt trái đất (tức là trong phạm vi tác động của từ trường trái đất) thì kim la bàn luôn chỉ theo hướng Bắc – Nam Nhưng nếu mang chiếc la bàn đó lên mặt trăng, thoát khỏi tầm ảnh hưởng của từ trường trái đất thì kim la bàn sẽ không còn chỉ theo hướng Bắc – Nam nữa

Ở cấp độ siêu vi mô của proton, trong trạng thái bình thường, momen từ của các proton có chiều và hướng sắp xếp ngẫu nhiên hỗn độn Khi đặt vào trong một từ trường Bo, do tác động cảm ứng từ, mỗi proton sẽ bị sắp xếp lại theo phương của Bo giống như kim la bàn xoay lại theo hướng Bắc – Nam của từ trường trái đất Kết quả là toàn bộ các proton đặt trong từ trường Bo sẽ sắp xếp thành 2 nhóm Một nhóm ở mức năng lượng cao, số lượng nhiều hơn, có vector momen từ song song-cùng chiều với Bo Nhóm còn lại ở mức năng lượng thấp, số lượng ít hơn, có vector momen từ song song-ngược chiều với Bo Chênh lệch năng lượng ΔE giữa nhóm năng lượng cao và năng lượng thấp đặc trưng cho mức độ từ hóa của mỗi loại mô và tỷ lệ thuận với từ trường Bo Tổng hợp các vector cảm ứng từ của 2 nhóm proton này được một vector từ trường tổng hợp Mo, do nhóm proton năng lượng cao chiếm ưu thế về số lượng nên vector Mo có cùng phương và chiều với Bo

Hình6a Ở trạng thái bình thường

(không có Bo), các proton có momen

từ sắp xếp ngẫu nhiên theo nhiều

phương và hướng khác nhau

Hình6b Trong Bo, các proton xếp thành 2 nhóm có cùng phương với

Bo và ngược chiều nhau Nhóm cùng chiều Bo ưu thế về số lượng

Hình6c Chênh lệch năng lượng ΔE tỷ lệ thuận với cường độ Bo (2 triệu proton đặt trong các từ trường Bo khác nhau

có ΔE khác nhau)

Để có thể khảo sát được vector từ trường Mo trong các hiện tượng tiếp theo, người ta giả định đặt Mo vào một hệ quy chiếu trong không gian 3 chiều (x,y,z), trong đó lấy trục z là trục của từ

có phương thẳng đứng với chiều từ dưới lên trên Hình chiếu của Mo lên trục z được gọi là từ hóa dọc (longitudinal magnetization) hay Mz, tương tự hình chiếu của Mo lên mặt phẳng xy được gọi là

từ hóa ngang (transverse magnetization) hay Mxy

Hiện tượng cảm ứng từ trường giữa Bo và các proton không chỉ làm sắp xếp lại phương và chiều của moment từ mà còn làm cho các proton bị đảo và lắc (spin) đồng thời vẫn quay quanh trục của nó, hiện tượng này gọi là sự tiến động (precession)

1.3 Tần số Larmor

Tần số tiến động được gọi là tần số Larmor, tính theo công thức: ωo = Bo.Ƴ, trong đó Bo là cường độ từ trường ngoài (đơn vị Testla), Ƴ là tỷ số hồi chuyển từ (gyromagnetic ratio) có tính chất hằng định ở mỗi loại hạt nhân nguyên tử (đơn vị là MHz/T) Tỷ số hồi chuyển từ của hạt nhân nguyên tử hydro là Ƴ/2π = 42,57 Nếu đặt trong từ trường Bo = 1,5 T thì tần số tiến động của proton sẽ là 63,9 MHz Ch ng ta cần nhớ về tần số Larmor, bởi đây là sợi chỉ đỏ xuyên suốt toàn bộ nội dung, kiến thức về nguyên lý tạo ảnh cộng hưởng từ

Ngoài hạt nhân nguyên tử hydro, các hạt nhân nguyên tử khác cũng có hiện tượng cảm ứng từ nhưng trong thực tế, hạt nhân nguyên tử hydro được sử dụng để tạo ảnh cộng hưởng từ bởi vì đây

là nguyên tố phổ biến nhất trong cơ thể

Hình7a Con quay vừa quay, vừa

lắc khi chịu tác động của trọng lực

(G) Hiện tượng lắc đảo của con

quay gọi là sự tiến động

Hình7b Proton cũng có chuyển động quay quanh trục của mình

và chuyển động lắc (tiến động) khi được đặt trong Bo

Hình7c Hệ quy chiếu trong không gian

3 chiều để nghiên cứu các đặc tính của

Mo

1.4 Hiện tượng cộng hưởng từ

Khái niệm về hiện tưởng cộng hưởng (resonance) ban đầu được áp dụng trong vật lý cơ học Người ta thấy rằng khi một vật đang dao động cưỡng bức, nếu được kích thích bởi một ngoại lực tuần hoàn có tần số trùng với tần số dao động riêng của nó thì biên độ giao động sẽ đạt giá trị cực đại Hiện tượng cộng hưởng còn xảy ra ở nhiều lĩnh vực khác nữa, trong đó có dao động điện từ Một ví dụ về hiện tượng cộng hưởng cơ học mà ch ng ta có thể thấy được đó là việc lắc võng Khi chiếc võng đang đung đưa, ch ng ta đẩy một lực vào chiếc võng sao cho thật đều, theo đ ng nhịp

và chiều đung đưa của chiếc võng thì biên độ lắc của chiếc võng sẽ tăng lên đến một giá trị tối đa Hiện tượng cộng hưởng từ, chính xác là hiện tượng cộng hưởng từ trường xảy ra giữa từ trường của hạt nhân nguyên tử hydro (proton) và từ trường được cung cấp bởi sóng kích thích (RF)

Để tạo ra hiện tượng cộng hưởng từ, người ta cung cấp một sóng RF (radio frequency) kích thích

góc với phương thẳng đứng của Bo

một góc nhất định so với phương của Bo. Trên hệ quy chiếu xyz, vector từ trường tổng hợp Mođược quy chiếu thành 2 vector thành phần là từ hóa dọc (Mz) lên trục z và từ hóa ngang (Mxy) trên mặt phẳng xy Năng lượng của RF phải chính xác vì nó quyết định điến góc lệch của Mo

 Nếu năng lượng của RF = ΔE, hai đám proton có năng lượng thấp và cao sẽ cân bằng, góc

triệt tiêu, Mzy đạt giá trị cực đại bằng Mo

khi đó Mxx=0, Mz đ ng bằng Mo, có cùng phương nhưng ngược chiều với Mo

Hình8a Vector tổng hợp M o

được đặt vào hệ quy chiếu

không gian 3 chiều, song song

với Bo

Hình8b Sóng RF có tần số đúng bằng tần số tiến động (ω o ) kích thích vào các proton

Hình8c Do các proton hấp thụ năng lượng từ RF, M o

bị đã bị lệch một góc nhất định so với Bo

Hình8d Chiếu Mo lên trục z thu được Mz, chiếu Mo lên mặt phẳng

xy thu được Mxy

1.5 Khái niệm pha

Trong trạng thái cộng hưởng, vector momen từ của mỗi proton bị lệch đi một góc nhất định và khi đó hình chiếu của vector momen từ lên mặt phẳng – xy cũng sẽ là một vector quay xung quanh trục – z, vị trí của vector hình chiếu trong mặt phẳng xy được gọi là pha (phase) của proton Hay nói cách khác, pha chính là trạng thái vị trí vector momen từ của các proton trong khi tiến động dưới tác động của RF

Hình9 Vị trí của vector hình chiếu

trong mặt phẳng xy được gọi là

phase của spin

Hình10a Proton A được chọn làm mốc ở vị trí 0 o trong mặt phẳng xy

Hình10b Proton B sớm pha 10 o so với proton A

Hình10c Proton C trễ pha

10 o so với proton A

Các proton có thể trong trạng thái cùng pha (in phase) hoặc lệch pha (dephase) Trạng thái cùng pha xảy ra khi các proton có momen từ ở cùng một phương và hướng Khi các proton có momen từ không ở cùng phương và hướng từ gọi là lệch pha Lấy ví dụ trong hình 10, dưới tác động của RF, các proton A, B, C có momen từ cùng tiến động trong mặt phẳng xy xung quanh trục z

với nhiều góc khác nhau Proton B ở phía trước A một góc 10o thì khi đó gọi là B lệch pha (sớm pha)

10o so với A Tương tự, C ở phía sau A một góc 30o thì khi đó gọi là C lệch pha (trễ pha) 30o so với A

Hình11a Các proton ở trạng

thái cùng pha (in phase)

Hình11b Các proton ở trạng thái lệch pha (dephase) Chú ý mũi tên và các vạch mầu đỏ của các proton

Hình11c Do trạng thái lệch pha, một số proton bị triệt tiêu momen từ

Hình12 Minh họa trạng thái các phase của proton và vector từ trường tổng hợp (vector sum) Khi các proton trong trạng thái đồng pha (in phase), vector tổng hợp là lớn nhất (a)

Khi các proton trong trạng thái lệch pha (out of phase), vector tổng hợp sẽ không đạt giá trị lớn nhất mà sẽ thay đổi độ lớn theo trạng thái pha của các proton (b,c,d)

2 Thư duỗi

2.1 Thư duỗi T1

Sau khi RF kích thích vào các proton trong từ trường Bo với tần số và năng lượng thích hợp,

phẳng-xy và quay xung quanh trục-z L c này Mxy có giá trị bằng Mo và Mz bị triệt tiêu Khi ngừng kích thích sóng RF, Mo dần dần trở lại trạng thái ban đầu theo phương thẳng đứng, điều đó cũng có nghĩa là Mz cũng dần dần phục hồi trở lại Quá trình phục hồi của Mz được gọi là thư duỗi dọc (longitudinal relaxation) hay thư duỗi T1

Hình 13 Minh họa thời gian phục hồi T1 (T1 recovery)

Hình13c Mz phục hồi lại được 63% giá trị ban đầu là thời điểm xác định T1 Mo vẫn tiếp tục trở lại trạng thái ban đầu

và quay quanh trục z

Hình13d Khi Mz phục hồi lại được toàn bộ giá trị ban đầu (Mo)

Bản chất của hiện tượng thư duỗi dọc là do các proton khi chuyển từ trạng thái bị kích thích về trạng thái ổn định ban đầu và giải phóng ra năng lượng đã hấp thu từ sóng RF vào môi trường xung quanh (lattice) Do đó thư duỗi T1 cũng còn được gọi là thư duỗi spin – lattice, tức là thư duỗi được hình thành do các spin giải phóng năng lượng vào mạng lưới xung quanh

2.2 Thư duỗi T2

Ngay sau khi sóng RF kích thích, các proton tiến động ở cùng một trạng thái gọi là cùng pha Nhưng theo thời gian, do các proton khác nhau nằm ở vị trí khác nhau, có tần số tiến động khác nhau nên trạng thái cùng pha sẽ bị chuyển dần dần sang trạng thái lệch pha Khi đó các proton lệch pha với nhau sẽ triệt tiêu một phần hoặc hoàn toàn moment từ của nhau Kết quả là vector tổng hợp Mxy giảm dần do sự triệt tiêu và tương tác giữa các proton Hiện tượng Mxy giảm dần do sự tương tác và triệt tiêu lẫn nhau của các spin trong trạng thái lệch pha được gọi là thư duỗi T2, hay thư duỗi ngang (transverse relaxation) của thành phần Mxy Theo bản chất hiện tượng tương tác giữa các spin với nhau do dẫn đến triệt tiêu năng lượng của nhau nên thư duỗi T2 còn được gọi là thư duỗi spin-spin

Hình 14 Thời gian suy giảm T2 (T2 decay)

Hình14c Sự lệch pha và tương tác lẫn nhau làm triệt tiêu momen từ, dẫn đến suy giảm Mxy

Hình14d Mxy tiếp tục bị suy giảm đến khi bị triệt tiêu hoàn toàn nếu như

RF tiếp tục ngừng kích thích

T1 và T2 là các đại lượng có bản chất độc lập với nhau nhưng ít nhiều diễn ra trong cùng một thời điểm Độ lớn của T1 và T2 phụ thuộc vào cường độ từ trường ngoài (Bo) và mức độ chuyển động nội tại của các proton trong tổ chức (chuyển động Brown) Các loại mô khác nhau thì T1, T2

có giá trị khác nhau và đương nhiên mật độ các proton cũng khác nhau Với cường độ từ trường ngoài là 1.5T, các mô trong cơ thể có T1 nhận giá trị trong khoảng 500-5000 msec, T2 nhận giá trị trong khoảng 100-300 msec Mô mỡ có T1 và T2 nhỏ hơn nước, tức là thời gian phục hồi và suy giảm của mô mỡ nhanh hơn nước

2.3 Thư duỗi T2*

Trong quá trình suy giảm của Mxy, ngoài thư duỗi T2 còn có thêm một đại lượng nữa là thư duỗi T2*(T2* relaxation) Thư duỗi T2* là là hiện tượng suy giảm Mxy do sự không đồng nhất của

từ trường (field inhomorreneities) Các mô và tổ chức cơ quan trong cơ thể có nhiều hình dạng, cấu

tr c khác nhau, có thể là mỡ, cơ, sụn, nước hoặc khí Một số trường hợp có giàu khoáng chất như

vỏ xương, sản phẩm của máu hoặc vôi hóa Do vậy, vị trí tiếp giáp giữa các cơ quan hoặc ngay trong cấu tr c của một cơ quan thì cấu tr c cũng không đồng nhất, dẫn đến phân bố từ trường cũng không đồng nhất và hiện tượng lệch pha

Về bản chất, thư duỗi T2* giống T2 ở chỗ cùng là thời gian suy giảm của thành phần Mxy nhưng lại khác T2 ở chỗ T2* đánh giá sự suy giảm Mxy do sự không đồng nhất từ trường ở các vị trí khác nhau, còn T2 đánh giá sự suy giảm Mxy do sự tương tác giữa các proton với nhau Thư duỗi T2* luôn có giá trị nhỏ hơn T2 Trong thực tiễn, T2* thường xảy ra ở vùng mật độ tổ chức không đồng nhất như bờ của các tạng, phân cách giữa khí và nước hoặc có mặt các nguyên tử kim loại

hồi chuyển từ, ΔB là mức độ chênh lệch từ trường không đồng nhất Khi mà từ trường càng đồng nhất thì giá trị của T2* càng gần T2

2.4 Suy giảm cảm ứng tự do

Trong phần thư duỗi T2 ta đã biết hiện tượng vector từ hóa Mxy giảm dần do sự tương tác và triệt tiêu lẫn nhau của các spin trong trạng thái lệch pha xảy ra do các proton lệch pha với nhau, triệt tiêu một phần hoặc hoàn toàn moment từ của nhau

Với cùng một hiện tượng, khi đánh khảo sát dưới góc độ thời gian ch ng ta gọi đó là thời gian thư duỗi T2 có đơn vị tính là msec Khi khảo sát dưới góc độ cường độ tín hiệu tức độ lớn của Mxy

ch ng ta gọi đó là suy giảm cảm ứng tự do FID (free induction decay) “Free” có nghĩa là hiện tượng này xảy ra do nội tại các spin với nhau và độc lập với sự tác động của xung kích thích RF

“Induction” có nghĩa là cơ chế xảy ra theo hiện tượng tương tác, cảm ứng giữa các spin với nhau

“Decay” nghĩa là sự suy giảm cường độ tín hiệu (độ lớn của Mxy)

Về mặt toán học, FID có công thức tính khá phức tạp: M xy (t) = M xy (0)e -t/T2* cos(α) Trong đó

Mxy (t) là giá trị của thành phần Mxy tại thời điểm (t) sau khi kích thích sóng RF; Mxy(0) là giá trị của Mxy tại thời điểm ban đầu ngay sau khi ngừng kích thích RF (giá trị Mxy cực đại); α là góc lệch của Mo do kích thích của RF

Vector từ hóa Mxy (mầu đỏ) là tổng hợp từ nhiều

vector thành phần (mầu xanh) ở nhiều phase khác

nhau (out of phase)

Đồ thị biểu diễn suy giảm cảm ứng tự do FID theo thời gian của Mxy, bị ảnh hưởng bởi thư duỗi T2*

3 Sự tương phản hình ảnh

Trước khi đề cập đến sự tương phản hình ảnh (image contrast) cộng hưởng từ thì ch ng ta cần

đề cập đến khái niệm thời gian lặp lại xung TR và thời gian thu tín hiệu TE

3.1 Thời gian lặp lại xung TR

Thời gian lặp lại xung TR (repetition time) là khoảng thời gian giữa 2 lần kích thích sóng RF, có đơn vị tính là mili – giây TR quyết định đặc tính thư duỗi T1 trên ảnh cộng hưởng từ, hay nói cách khác thay đổi giá trị của TR sẽ thay đổi sự tương phản của ảnh T1W

Hình15 TR và TE

Thời gian lặp lại xung TR là khoảng thời gian giữa 2 lần kích thích sóng RF liên tiếp nhau

Thời gian thu tín hiệu TE là khoảng thời gian từ khi bắt đầu kích thích RF đến khi thu được đỉnh tín hiệu Echo

Khi TR kéo dài, Mz sẽ được phục hồi nhiều hơn, có nghĩa là sẽ có nhiều proton sẵn sàng cho kích thích RF tiếp theo và kết quả là cường độ tín hiệu thu được sẽ mạnh hơn Ngược lại khi TR ngắn, Mz mới chỉ phục hồi được một phần thì đã bị sóng RF tiếp theo kích thích, khi đó mới chỉ có một phần proton được kích thích và kết quả là cường độ tín hiệu thu được sẽ yếu hơn

Mô mỡ có thư duỗi T1 ngắn trong khi nước có thư duỗi T1 dài Tại thời điểm TR ngắn (< 600 msec) thì sự tương phản giữa mỡ và nước sẽ là tối đa do tại thời điểm này thì Mz của mô mỡ có tốc

độ phục hồi nhanh hơn nước Kết quả là mô mỡ sẽ tăng tín hiệu còn nước thì sẽ giảm tín hiệu trên hình ảnh cộng hưởng từ Ngược lại, nếu ta chọn TR dài (>1.500 msec) thì khi đó Mz của cả mô mỡ

và nước đều có không có sự khác biệt, và kết quả là độ tương phản của mỡ và nước trên hình ảnh

Hình16a Sự tương phản của mô mỡ (có T1 ngắn) và nước (có T1 dài)

rất khác biệt tại thời điểm TR ngắn và không phân biệt được tại thời

điểm TR kéo dài

Hình16b Hình ảnh T1W (TR ngắn) Tương phản giữa mỡ dưới da và nước (dịch não tủy) là rất rõ rệt

3.2 Thời gian thu tín hiệu TE

Trước hết ta cần hiểu echo là gì? Echo là tín hiệu mà bộ phận cảm biến (coils) thu được từ các spin khi ch ng ở trong trạng thái đồng pha do sự tác động của sóng RF Thời gian thu tín hiệu TE (echo time) là khoảng thời gian từ khi bắt đầu kích thích RF đến khi thu được đỉnh tín hiệu echo lớn nhất TE cũng có đơn vị tính là mili-giây TE quyết định đặc tính thư duỗi T2 trong tạo ảnh cộng hưởng từ, hay nói cách khác thay đổi giá trị của TE sẽ thay đổi độ tương phản trên ảnh T2W

Khi chọn thời điểm TE ngắn (< 30 msec) để thu tín hiệu, thư duỗi T2 mới bắt đầu diễn ra nên chỉ có một số ít spin (proton) phát tín hiệu echo, kết quả là cường độ tín hiệu thu được sẽ thấp cho

dù mô đó có thư duỗi T2 ngắn hay dài thì đều có màu đen trên ảnh T2W, không phân biệt được Khi chọn thời điểm TE dài (thường khoảng 60 msec) để thu tín hiệu, l c này thư duỗi T2 đã diễn ra

đủ dài, mô nào có thư duỗi T2 dài hơn thì có nhiều spin phát tín hiệu echo hơn, kết quả là cường độ tín hiệu thu được sẽ có sự khác biệt với những mô có thư duỗi T2 khác nhau Mô nào có thư duỗi T2 dài thì sẽ tăng tín hiệu, có màu trắng trên ảnh T2W

Như vậy, trên hình ảnh T2W (có TE kéo dài) thì những mô có thư duỗi T2 ngắn (như nhu mô não, gan, lách) thì sẽ giảm tín hiệu còn những mô có thư duỗi T2 dài (như dịch não tủy, dịch kính, dịch khớp) thì sẽ tăng tín hiệu

Hình17a Sự tương phản của nhu mô não (có T2 ngắn) và nước (có T2 dài)

rất rõ rệt tại thời điểm TE dài (80msec) và không khác biệt được tại thời

điểm TE ngắn (20msec)

Hình17b Hình ảnh T2W (TE dài) Tương phản giữa dịch não tủy và nhu mô não là rất rõ rệt

Hình18a Hình ảnh T1 – weighted Hình18b Hình ảnh T2 - weighted Hình18c Hình ảnh PD - weighted

3.3 Mỗi liên quan của TR, TE và sự tương phản

Các tín hiệu thu được từ các spin qua bộ phận tiếp nhận (receiver coils) được xử lý và tạo thành ảnh cộng hưởng từ, có 3 đại lượng quyết định đến sự tương phản là thư duỗi T1, thư duỗi T2

và mật độ proton (proton density), ch ng cho biết mức độ khác biệt về khẳ năng thư duỗi (T1 recovery và T2/T2* decay) giữa các tổ chức khác nhau

 Thư duỗi T1: đại lượng cho biết khoảng thời gian để một proton đã bị kích thích phục hồi lại trạng thái ban đầu và sẵn sàng cho lần kích thích tiếp theo Thời gian T1 ảnh hưởng trực tiếp đến cường độ tín hiệu Hình ảnh có độ tương phản chủ yếu do T1 quyết định gọi là ảnh T1W (T1 weighted)

 Thư duỗi T2: đại lượng cho biết khoảng thời gian mất đi tín hiệu của proton trong mô đó sau khi bị kích thích Hình ảnh có độ tương phản chủ yếu do T2 quyết định gọi là ảnh T2W (T2 weighted)

 Mật độ proton: là số proton có trong một đơn vị thể tích mô, là đại lượng cho biết cường độ tín hiệu lớn nhất có thể thu nhận được từ một mô Mô nào có giàu mật độ proton hơn thì

có tín hiệu cao hơn Hình ảnh có độ tương phản chủ yếu do mật độ proton quyết định gọi là ảnh PDW (PD weighted) Trong ảnh PDW, các thông số T1 và T2 đã được đưa về giá trị nhỏ nhất bằng cách chọn TR kéo dài và TE ngắn

Bảng 1 Tương quan của TR, TE, mật độ proton và độ tương phản của các loại hình ảnh cộng hưởng từ

Bảng 2 Thư duỗi T1, T2 của một số loại mô trong từ trường 1.5T

Khí, mô có giàu mật độ khoáng (vỏ xương,

sỏi), mạch máu có dòng chảy tốc độ cao

(động mạch)

Khí, mô có giàu mật độ khoáng (vỏ xương, sỏi), mạch máu có dòng chảy tốc độ cao (động mạch)

Mô giầu collagen (sẹo, gân, dây chằng), mô

nhiều nước (gan, lách, thận, tụy, buồng

trứng, bàng quang, t i mật, dịch não tủy,

cơ), mô bị phù nề, nang đơn thuần

Mô giầu collagen (sẹo, gân, dây chằng), đảo xương

Mô nhiều nước (gan, tụy, thượng thận, sụn trong, cơ)

Mô giầu protein (dịch khớp, ổ áp-xe, nang

dịch không trong)

Mô nhiều nước (gan, tụy, thượng thận, sụn trong, cơ)

Mô mỡ, tủy mỡ trong xương

Mô mỡ, tủy mỡ trong xương, các sản phẩm

giáng hóa của máu (metHb), mạch máu có

dòng chảy chậm (tĩnh mạch), thuốc đối

quang từ

Mô mỡ, tủy mỡ trong xương

Mô nhiều nước tự do (thận, bàng quang, buồng trứng, t i mật, lách, dịch não tủy), mô giàu protein (dịch khớp, ổ áp xe), nang, sản phẩm máu (oxyHb, methHb ngoại bào)

3.4 Hiện tượng bão hòa

Như ch ng ta đã đề cập ở trên, trong trường hợp TR rất ngắn thì thành phần từ hóa dọc Mz sẽ phục hồi được ít, do đó số lượng các proton sẵn sàng cho trạng thái kích thích RF tiếp theo sẽ ít và kết quả cuối cùng là tín hiệu thu được sẽ yếu Khi một chuỗi các sóng RF kích thích liên tiếp nhau, tín hiệu cộng hưởng từ thu được càng yếu dần đi sau mỗi lần kích thích, nhưng dù các RF có kích thích bao nhiêu lần đi nữa thì Mz vẫn không bị triệt tiêu hoàn toàn mà cuối cùng vẫn được giữ ở

một giá trị thăng bằng Hiện tượng này được gọi là trạng thái bão hòa (saturation), đây là một khái niệm quan trọng trong các kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ nhanh, có TR ngắn

Hình 19 Cơ chế của hiện tượng bão hòa trong các kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ có TR rất ngắn

Hình 20 Minh họa thành phần Mz đi vào trạng thái bão hòa do TR rất ngắn

Sau kích thích RF 90 độ lần thứ nhất, do TR rất ngắn nên chỉ hơn 50% Mz phục hồi, sẵn sàng cho kích thích RF 90 độ tiếp theo Liên tục các sóng RF 90 độ kích thích với

TR rất ngắn, Mz có giảm dần nhưng vẫn giữa ở trạng thái bão hòa, thăng bằng (equilibrium)

3.5 Góc lệch

Góc lệch (flip angle) là góc tạo bởi thành phần Mo và Bo khi bị kích thích bởi RF Góc lệch của

Mo là bao nhiêu thì phụ thuộc vào năng lượng của RF cung cấp

 Năng lượng của RF đ ng bằng ΔE, hai đám proton có năng lượng thấp và cao sẽ cân bằng,

triệt tiêu, Mzy đạt giá trị cực đại bằng Mo

, cả Mz và Mxy đều nhỏ hơn Mo

khi đó Mxx=0, Mz đ ng bằng Mo, có cùng phương nhưng ngược chiều với Mo

Để khắc phục hiện tượng bão hòa trong các kỹ thuật tạo ảnh có TR rất ngắn, người ta sử dụng

tiêu hoàn toàn, sẽ có độ lớn đủ để cho các kích thích RF tiếp theo và cường độ tín hiệu thu được sẽ

đủ lớn Nói chung, khi TR càng ngắn thì góc lệch càng nhỏ để đảm bảo hiện tượng bão hòa được khắc phục tối đa

4 Hình ảnh cắt lớp và mã hóa tín hiệu

4.1 Hệ thống chênh từ

Như ch ng ta đã biết trong chụp cắt lớp vi tính (CT scanner), các lớp cắt được thực hiện bằng cách cho hệ thống bóng phát tia và cảm biến (detector) quay đồng tốc xung quanh người bệnh, sau

đó tịnh tiến bàn để đưa người bệnh vào vùng phát tia Bộ phận cảm biến sẽ đo mức độ hấp thụ tia

X của cơ thể tại vùng được khảo sát và bộ xử lý trung tâm sẽ tái tạo hình ảnh Như vậy về cơ bản, hình ảnh thu được ban đầu từ chụp cắt lớp vi tính chỉ là các lớp cắt ngang, vuông góc với trục cơ thể Các lớp cắt đứng ngang (coronal) hoặc đứng dọc (sagital) là do phần mềm tái tạo mà thành Tạo ảnh cộng hưởng từ không dùng bóng phát tia, cơ thể người bệnh được đặt vào trong từ trường Bo Vậy làm thế nào để có thể tạo được hình ảnh các lớp cắt chính xác tại khu vực muốn thăm khám ? Không những chỉ cắt ngang, vuông góc với trục cơ thể mà lại có thể trực tiếp cắt theo mặt phẳng đứng ngang, đứng dọc hoặc theo bất cứ mặt phẳng nào khác với độ chính xác cao? Trong một từ trường tĩnh Bo đồng nhất, tần số cộng hưởng của mọi proton sẽ như nhau và sẽ cùng cộng hưởng với một sóng RF có tần số cộng hưởng đ ng bằng tần số Larmor Nếu để như vậy thì ch ng ta sẽ không thể chọn được một lớp cắt ở vị trí cần thăm khám Do vậy trong các máy chụp cộng hưởng từ, người ta sử dụng các hệ thống chênh từ (gradient coils) để tạo ra sự chênh lệch từ trường đồng đều theo một hướng nhất định Bộ phận chênh từ sẽ thêm vào hoặc bớt đi cường độ từ trường tĩnh Bo ban đầu để hình thành một từ trường Bo mới có dạng hình chêm, trong đó phần đáy hình chêm có cường độ từ trường lớn nhất, sau đó giảm dần (tuyến tính) đến vị trí đỉnh hình chêm là nơi có cường độ từ trường yếu nhất

Do có sự chênh từ mà tần số cộng hưởng (Larmor) của các lớp proton cũng sẽ thay đổi tuần tự dọc theo trục cơ thể, tại một lớp cắt ngang thì có tần số cộng hưởng riêng, không trùng với tần số cộng hưởng của các lớp cắt lân cận L c này, nếu muốn lấy tín hiệu ở vị trí lớp cắt nào thì sử dụng một sóng RF có tần số đ ng bằng tần số cộng hưởng của lớp cắt đó để kích thích vào vùng muốn khảo sát Kết quả là chỉ có các proton nằm trong lớp cắt có tần số cộng hưởng với tần số của RF phát tín hiệu cộng hưởng từ và được ghi lại để tạo ảnh Proton trong các lớp cắt lân cận sẽ không phát tín hiệu do không trùng tần số với RF Với một sóng RF cho trước, mức độ chênh từ càng lớn thì sẽ tạo ra lớp cắt càng mỏng

Hình21a Từ trường Bo khi bộ phận chênh từ (gradient coils) không hoạt động Cường độ từ trường đồng nhất tại mọi điểm, tần số tiến động của mọi proton là như nhau

Hình21b Từ trường Bo khi bộ phận chênh từ hoạt động Cường

độ từ trường của Bo có hình chêm, tăng dần hoặc giảm dần theo một hướng nhất định Tần số tiến động của proton ở các lớp khác nhau thì khác nhau

Hình21c Minh hoa về nguyên lý chênh từ lựa chọn lớp cắt (slice- selection) bằng sử dụng hệ thống Gradient chênh từ

Hình22a Gradient-X tạo ra sự chênh

từ theo trục x (phải-trái) nhằm thực

hiện các lớp cắt đứng dọc (sagital)

Hình22b Gradient-Y tạo ra sự chênh từ theo trục y (trước-sau) nhằm thực hiện các lớp cắt đứng ngang (coronal)

Hình22c Gradient-X tạo ra sự chênh từ theo trục-z nhằm thực hiện các lớp cắt ngang (axial)

Mỗi hệ thống chênh từ Gradient khi hoạt động sẽ có 2 tham số đại diện là cường độ gradient (gradient strength) và thời gian kéo dài gradient (length of gradient application) Khi thay đổi các tham số này thì sẽ tạo ra những thay đổi về kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ

Hình23a Sơ đồ vị trí các hệ thống Gradient Y, Y, Z khi được

lắp đặt đồng bộ

Hình23b Gradient X khi bật lên sẽ tạo ra sự chênh từ bao quanh theo trục phải – trái

Hình23c Gradient Y khi bật lên sẽ tạo ra sự chênh từ bao

quanh theo trục trước – sau

Hình23d Gradient Z khi bật lên sẽ tạo ra sự chênh từ bao quanh theo trục trên – dưới

4.2 Mã hóa không gian

Trong phần chênh từ (gradients) ch ng ta đã biết làm thế nào để lựa chọn được vị trí và độ dày của lớp cắt Bây giờ ch ng ta sẽ đặt vấn đề tiếp theo là trong mỗi lớp cắt đó, làm thế nào để xác định được vị trí tín hiệu của các spin Lấy ví dụ trực quan hơn, trên một lớp cắt qua gan làm sao

ch ng ta định vị được các cấu tr c giải phẫu trong gan

Để giải quyết vấn đề này, mỗi điểm ảnh pixel được mã hóa trong không gian 2 chiều (spartial endcoding) Một chiều được mã hóa theo trạng thái pha của các spin gọi là gradient mã hóa pha (phase encoding gradient), chiều còn lại được mã hóa theo tần số cộng hưởng gọi là gradient mã hóa tần số (frequency encoding gradient) Gradient mã hóa pha và gradient mã hóa tần số là hai thành phần thông tin cần có để tạo nên một tín hiệu ảnh của spin, gọi là voxel (đơn vị ảnh thể tích) Các voxel ghép lại với nhau tạo thành một hình ảnh cộng hưởng từ Tương tự như trong mặt phẳng tọa độ (oxy), tung độ-ox và hoành độ-oy kết hợp lại để tạo nên một điểm tọa độ (x,y)

có tần số thấp nằm ở phía bờ phải Các spin trong cùng một cột của lớp cắt này sẽ có cùng một tần

số cộng hưởng Các spin nằm trong các cột khác nhau thì có tần số cộng hưởng khác nhau Dải tần

số thu nhận được từ mỗi lớp cắt còn có tên gọi khác là bandwidth (băng thông), ch ng ta sẽ đề cập đến khái niệm này trong phần sau

Hình24a Gradient mã hóa tần số tạo ra hiện tượng các spin

4.2.2 Gradient mã hóa pha

Gradient mã hóa pha được quy chiếu theo trục Gradient – Y, tức là tạo chênh từ theo trục trước – sau Sau khi các spin bị kích thích và tiến động bởi RF, hệ thống gradient mã hóa pha được kích hoạt (turn on), làm biến đổi tần số Larmor của các spin dọc theo trục của chênh từ Gradient-Y Các spin ở phía trên bị tác động bởi từ trường mạnh hơn sẽ tiến động nhanh hơn so với các spin ở phía dưới, kết quả là sẽ dẫn đến sự tương tác chuyển dịch pha (phase shift) giữa các spin ở các lớp khác nhau

Mức độ chuyển dịch pha được quyết định bởi thời gian, biên độ của gradient mã hóa pha và vị trí của các spin dọc theo trục chênh từ (tức trục gradient-Y), những spin nào ở phía trên sẽ có mức chuyển pha nhiều hơn spin ở phía dưới Sau một khoảng thời gian nhất định, hệ thống gradient mã hóa pha ngừng hoạt động (turn off), tất cả các spin trở lại tần số tiến động ban đầu nhưng pha của các spin đã bị thay đổi tuyến tính dọc theo trục-y Mỗi một đường trong mặt cắt này sẽ có cùng một trạng thái chuyển pha

trong cùng một hàng thì có cùng pha và các spin ở các

hàng khác nhau sẽ có pha khác nhau

khác nhau ở nhiều hàng khác nhau trong mỗi lớp cắt Thời gian thực hiện các bước mã hóa pha là yếu tố chính quyết định thời gian tạo ảnh cộng hưởng từ

Khái quát lại, một hình ảnh cộng hưởng từ là một tập hợp các đơn vị thể tích ảnh (voxel) sắp xếp với nhau theo các hàng và các cột thì gradient mã hóa tần số quy định thông tin của các hàng còn gradient mã hóa pha quy định thông tin về các cột

Gradient mã hóa tần số theo các

có pha khác nhau

Sự kết hợp gữa gradient mã hóa pha

và gradient mã hóa tần số tạo nên thông tin của một lớp cắt

4.2.3 Mã hóa không gian 3 chiều

Trong thực tiễn tạo ảnh cộng hưởng từ, không phải ch ng ta chỉ tạo hình ảnh không gian 2 chiều mà nhiều khi ch ng ta muốn tạo ảnh không gian 3 chiều với các mục đích khác nhau như:

 Tái tạo đa bình diện (MPR)

 Tái tạo ảnh thể tích (VRT, MIP)

 Tạo ra lớp cắt mỏng (có ít spin phá tín hiệu) nhưng lại không muốn chất lượng ảnh tốt, không bị giảm cường độ tín hiệu

Để thực hiện được các công việc này thì người ta đưa vào hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ một khái niệm khác đó là mã hóa không gian 3 chiều (three - dimensional spatial encoding) Nếu như ở các phần trước, ch ng ta đã có gradient mã hóa pha theo trục – y, gradient mã hóa tần số theo trục – x thì ở đây ch ng ta sẽ có thêm khái niệm gradient mã hóa không gian theo trục – z Khi

đó vị trí không gian của tín hiệu dọc theo trục – z được mã hóa bằng Gradient – Z (trục trên – dưới)

4.3 K-space

Trong những phần trước, ch ng ta đã có các hệ thống chênh từ Gradient để tạo được tín hiệu

về lớp cắt, đã có các Gradient mã hóa để định vị được các cấu tr c trong lớp cắt Vậy vấn đề tiếp theo là phải kết hợp các tín hiệu đó với nhau tạo thành cơ sở dữ liệu

Nói một cách đơn giản thì k-space là bộ nhớ lưu trữ dữ liệu thô nhất, chưa xử lý (raw data) Dữ

lưu trữ thông tin về gradient mã hóa tần số và các cột (ky) lưu trữ thông tin về gradient mã hóa pha (H19) Các hàng và cột này kết hợp với nhau, tạo ra các đơn vị thể tích ảnh (voxel)

Trung tâm của k-space là phạm vi lưu trữ thông tin của dải các tần số thấp, quy định về độ tương phản của hình ảnh (contrast) Ngoại vi của k-space là phạm vi lưu trữ thông tin của dải các tần số cao, quy định về độ phân giải và độ nét của hình ảnh (resolusion) Tất cả các thông tin lưu trữ trên k-space sẽ được biến đổi bằng thuật toán Fourier để tạo ra hình ảnh cuối cùng mà ch ng ta nhìn thấy Tuy khá phức tạp và có vẻ như khô khan nhưng khi hiểu rõ về k-space, gi p ch ng ta hiểu rõ được nguồn gốc và cách khắc phục các nhiễu ảnh (artifacts) trong tạo ảnh cộng hưởng từ

Hình26a Minh họa vị trí và vai trò của k-space trong quá trình

tạo ảnh cộng hưởng từ Tín hiệu được thu nhận từ các hệ thống

coils, rồi được mã hóa theo pha và tần số Các tín hiệu này được

kết hợp với nhau thành dữ liệu thô (raw data), sau đó nhờ biến

đổi Fourier (FT) chuyển thành hình ảnh

Hình26b K-space Ngoại vi là phạm vi lưu trữ thông tin của dải các tần số cao, quy định về độ phân giải

và độ nét của hình ảnh Trung tâm là phạm vi lưu trữ thông tin của dải các tần số thấp, quy định về độ tương phản (contrast) của hình ảnh

Hình 27 Minh họa không gian 3 chiều của k-space

và sự tương quan với hình ảnh cộng hưởng từ Phần trung tâm k-space

là phạm vi lưu trữ thông tin của dải các tần số thấp, quy định về độ tương phản (contrast) của hình ảnh

Toàn bộ k-space (raw data) được biến đổi Fourier để tạo ra hình ảnh đầy đủ, có thông tin về độ tương phản và độ phân giải không gian

a b c

Hình 28 Minh họa về sự tương quan giữa các phần của k-space (hàng trên) với hình ảnh MRI thu được của phantom (hàng dưới) Khi chỉ tái tạo phần trung tâm của k-space (a) thì thu được hình ảnh có độ tương phản cao, nhưng độ phân giải thấp Khi chỉ tái tạo phần ngoại vi của k-space (b) thì thu được hình ảnh có độ phân giải cao nhưng độ tương phản thấp Khi tái tạo toàn bộ k-space (c) thì thu được hình ảnh có độ tương phản và độ phân giải cao

4.4 Biến đổi Fourier

Trong các phần trước, ch ng ta đã đề cập đến các hệ thống chênh từ Gradient để xác định về

vị trí và chiều dày lớp cắt, đa đề cập đến hệ thống mã hóa để định vị được tín hiệu của các điểm ảnh trong mỗi lớp cắt, đã có K-space để kết hợp các thông tin đó với nhau tạo thành một dữ liệu thô (raw data) Bây giờ ch ng ta cần một công cụ chuyển đổi những dữ liệu thô đó thành hình ảnh Biến đổi Fourier (Fourier transformation) sẽ làm nhiệm vụ kết hợp những thông tin thu được

từ gradient mã hóa pha và gradient mã hóa tần số lại với nhau để tạo được thành ảnh cộng hưởng

từ Nói cách khác, biến đổi Fourier là công cụ để chuyển đổi dữ liệu trên k-spcae (raw data) thành hình ảnh cộng hưởng từ

Do trong thực tế ch ng ta không chỉ tạo ra một lớp cắt hoặc một chuỗi xung rời rạc nên lượng thông tin thu được để biến đổi là rất lớn Fourier là một biến đổi toán học rất phức tạp, có khoảng

256 biến số (unknowns) tương ứng với 256 phương trình (equations) Tương ứng với mã hóa không gian 3 chiều, thì biến đổi Fourier cũng phải thay đổi để kết hợp thêm thông tin từ Gradient –Z Người ta gọi đó là phép biến đổi Fourier 3 chiều (3D-FT) Kỹ thuật này rất phổ biến trong các kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ mạch máu (MR angiography)

5 Nhiễu từ và các yếu tố ảnh hưởng

ở một vùng bên ngoài khu vực tạo ảnh (background) Đơn vị tính SNR là decibel (dB)

Hoặc r t gọn lại là

Hình29a Minh họa nguyên lý tạo ra của hiện

tượng nhiễu từ Tín hiệu cộng hưởng từ bị ảnh

hưởng bởi các yếu tố gây nhiễu

Hình29b Công thức tính SNR và các yếu tố phụ thuộc

Cường độ tín hiệu vùng mẫu ROI (region of interest) được thực hiện tại lớp cắt có bộ phận cần khảo sát Cường độ tín hiệu vùng bên ngoài được lấy ở vùng không có tổ chức khảo sát, ví dụ trong không khí nằm phía trước người bệnh Trong tạo ảnh cộng hưởng từ, tỷ số nhiễu từ càng cao thì chất lượng hình ảnh càng tốt Tỷ số nhiễu từ phụ thuộc vào nhiều yếu tố, bao gồm độ dày lớp cắt, Bandwidth, FOV, Matrix, NEX, TR, TE, góc lệch, cường độ từ trường Bo, RF coils

5.2 Các yếu tố ảnh hưởng đến SNR

5.2.1 Pixel, Volxel, Matrix

Như đã đề cập trong phần k-space, matrix (ma trận) là một mạng lưới các ô nhỏ được tạo thành từ các hàng và các cột kết hợp với nhau Mỗi ô trong ma trận gọi là một pixel (đơn vị ảnh) ấn định thông tin về cường độ tín hiệu thu được Mỗi pixel của hình ảnh cộng hưởng từ sẽ cung cấp các thông tin tương ứng với một volxel (đơn vị thể tích ảnh) trong không gian 3 chiều

Kích thước của mỗi volxel sẽ quy định độ phân giải không gian của hình ảnh Kích thước của volxel càng nhỏ thì độ phân giải của ảnh cộng hưởng từ càng cao Đơn vị tính của ma trận là số

lượng đơn vị ảnh theo hàng và cột Ví dụ khi nói ma trận 256x128 thì có nghĩa là ma trận này có 256 đơn vị ảnh cho mỗi hàng và 128 đơn vị ảnh cho mỗi cột, tổng số đơn vị ảnh sẽ là 32.768

Hình30a Ma trận gồm nhiều ô nhỏ gọi là

đơn vị ảnh (pixel)

Hình30b Mỗi đơn vị ảnh (pixel) trên ma trận tương ứng với một đơn

vị thể tích ảnh (volxel) trong không gian 3 chiều

5.2.2 FOV

FOV (field of view) là diện tích của vùng thăm khám, tức là khu vực quan sát khi thực hiện thăm khám Đơn vị tính của FOV là milimettre (mm) Khái niệm này còn được sử dụng trong nhiều kỹ thuật hình ảnh khác như chụp CTscanner, chụp mạch số hóa xóa nền DSA

Có một sự tương quan chặt chẽ giữa FOV, Matrix và SNR Kích thước của pixel được tính bằng kích thước tương ứng của FOV chia cho kích thước Matrix Nói cụ thể hơn, kích thước ngang (theo trục mã hóa tần số) của pixel được tính bằng kích thước ngang của FOV chia cho kích thước ngang của ma trận Tương tự, kích thước dọc (theo trục mã hóa pha) của pixel được tính bằng kích thước dọc của FOV chia cho kích thước dọc của Matrix

Khi kích thước Matrix không thay đổi thì FOV sẽ quyết định kích thước của các pixel Tức là FOV càng lớn thì pixel càng lớn và ngược lại nếu FOV càng nhỏ thì pixel càng nhỏ Khi FOV không thay đổi, thì Matrix sẽ quyết định độ phân giải của hình ảnh, tức là Matrix càng lớn thì độ phân giải không gian của hình ảnh càng cao

Hình31a Với ma trận không thay đổi (5x5), FOV

càng nhỏ thì pixel càng nhỏ, kết quả là độ phân

giải của ảnh càng tăng

Hình31b Với FOV không thay đổi, ma trận càng nhỏ (5x5; 4x4; 3x3) thì pixel càng lớn, kết quả là độ phân giải của ảnh càng giảm

Hình32a Với cùng một FOV, Matrix có số đơn

vị ảnh lớn thì có độ phân giải không gian cao Hình ảnh thu được nét và mịn gần với hình ảnh thật

Hình32b Matrix có số đơn vị ảnh nhỏ thì có độ phân giải không gian thấp Hình ảnh thu đượng thô, gồ ghề so với hình ảnh thật

Từ những điều trình bày ở trên có thể kết luận rằng, Matrix càng lớn thì độ phân giải không gian của hình ảnh càng tốt Tuy nhiên nếu tăng Matrix lên thì thời gian cắt lớp (scan time) cũng tăng lên tương ứng, mà thời gian cắt lại là một trong những yếu tố quan trọng nhất, quyết định hiệu quả kinh tế của mỗi hệ thống máy tạo ảnh cộng hưởng từ

Trong thực tế, ch ng ta có thể áp dụng một thủ thuật để tăng Matrix nhưng vẫn đảm bảo thời gian cắt có thể chấp nhận được đó là áp dụng kỹ thuật tạo FOV hình chữ nhật (rectangular field of view), tức là làm giảm FOV theo chiều dọc (trục mã hóa pha) Cơ sở của thủ thuật này là do độ phân giải không gian của ảnh được quy định bởi Matrix theo trục mã hóa tần số (trục ngang) trong khi thời gian cắt lại được quyết định bởi Matrix theo trục mã hóa pha (trục dọc) Việc giảm kích thước Matrix theo trục dọc do đó sẽ giảm thời gian cắt mà không giảm độ phân giải không gian Khi áp dụng kỹ thuật FOV hình chữ nhật này, sẽ tăng khả năng tạo nhiễu ảnh che phủ xung quanh (wraparound artifact) do tín hiệu từ ngoài vùng FOV theo trục mã hóa pha sẽ dội trở lại hình ảnh ở một vị trí nào đó Kỹ thuật FOV này thường chỉ áp dụng cho chụp cộng hưởng từ cột sống, chụp các chi hoặc chụp mạch máu

5.2.3 Độ dày lớp cắt

Để tối ưu hóa độ tương phản hình ảnh cộng hưởng từ, ch ng ta luôn muốn làm thế nào để có

độ dày lớp cắt mỏng và tỷ số nhiễu từ cao Tuy nhiên, độ dày lớp cắt mỏng hơn thì sẽ có ít spin trong lớp cắt tham gia tạo tín hiệu hơn, sẽ có nhiều nhiễu từ hơn Nhiều nhiễu từ hơn thì sẽ lại làm giảm tỷ số nhiễu từ SNR Ngược lại, độ dày lớp cắt dầy hơn sẽ có nhiều spin tham gia tạo tín hiệu hơn, nhiễu từ sẽ ít hơn, tuy nhiên khi lớp cắt dầy sẽ làm tăng nhiễu ảnh do hiệu ứng thể tích riêng phần (partial volume effect) Do vậy, việc lựa chọn độ dày lớp cắt và một tỷ số nhiễu từ thích hợp

sẽ tối ưu hóa độ tương phản của hình ảnh

5.2.4 Bandwidth

Bandwidth (băng thông) là một dải tần số cụ thể, có đơn vị tính là Hert (Hz) Trong tạo ảnh cộng hưởng từ có 2 khái niệm về Bandwidth là receiver Bandwith (băng thông tiếp nhận tín hiệu đến) và transmit Bandwidth (băng thông truyền tín hiệu đi)

Transmit Bandwith chính là dải tần số của sóng RF kích thích vào gradient chênh từ để chọn lớp cắt Băng thông này ảnh hưởng trực tiếp đến độ dầy lớp cắt

Receiver Bandwidth (rBW) là dải tần số dùng để thu tín hiệu echo phát ra từ các spin trong gradient mã hóa tần số (Gradient-X) rBW thường được cài đặt mặc định phù hợp sẵn trong các chuỗi xung và có thể được thay đổi, hiệu chỉnh lại trong khi tạo ảnh

Khi sử dụng rBW rộng sẽ cho phép thu nhận tín hiệu được nhanh hơn và giảm thiểu được hiện tượng nhiễu ảnh do chemical-shift (chuyển dịch mô) Tuy nhiên, khi rBW rộng sẽ có nhiều nhiễu từ hơn, tỷ số nhiễu từ SNR cũng sẽ giảm theo Khi sử dụng rBW hẹp quá thì sẽ tăng hiện thượng nhiễu ảnh do chemical-shift và nhiễu ảnh do chuyển động (motion artifacts) Như vậy, rBW ảnh hưởng trực tiếp đến tỷ số nhiễu từ SNR Việc lựa chọn rBW sao cho tối ưu nhất còn phụ thuộc vào từng thăm khám cụ thể, bởi mỗi kỹ thuật thăm khám sẽ có những đặc điểm riêng, có những loại nhiễu ảnh riêng

5.2.5 Interslice-gap

Interslice-gap (Gap) là khoảng trống nằm giữa 2 lớp cắt liền kề nhau Đối với chuỗi xung Spin echo, nếu chọn Gap có giá trị lớn thì, có thể bỏ sót các tổn thương nhỏ nằm giữa hai lớp cắt Còn nếu chọn Gap quá nhỏ, hai lớp cắt nằm sát nhau sẽ dẫn đến hiện tượng “cross-talk”, tức là khi RF kích thích các spin trong lớp cắt này thì cũng sẽ kích thích một số spin nằm trong lớp cắt bên cạnh, tín hiệu cộng hưởng từ thu được l c này sẽ nhiễu, tức là SNR giảm Thông thường, giá trị Gap tối

ưu cho các chuỗi xung Spin echo thường là 25-50% bề dày lớp cắt Đối với chuỗi xung Gradient echo thì lại khác, các lớp cắt được thực hiện liên tiếp nhau, không có Gap

5.2.6 NEX

NEX (number of excitaions) còn có các tên gọi khác là NSA (number of acquistion hoặc number

of signal average)

Hình 33 Tạo ảnh cộng hưởng từ theo lớp cắt ngang qua thực quản đoạn 1/3 giữa Các thông số

Matrix 256x256, TR/TE 5446/80 ms, FOV 225 mm không thay đổi

Hình33a Số acquisition là 4 Do SNR thấp hơn

nên ảnh không mịn, các cấu trúc thành thực

quản không rõ, ranh giới thực quản và ĐM chủ

NEX cho biết số lần một tín hiệu được ghi lại từ một lớp cắt, nói cách khác NEX chính là số lần

dữ liệu trên mỗi đường thuộc k-space được sử dụng trong thời gian tạo ảnh

Tỷ số nhiễu từ SNR tỷ lệ thuận với căn bậc 2 của NEX, tức là Khi NEX tăng gấp đôi thì SNR tăng lên khoảng 1,4 lần (căn bậc hai của 2) Tuy vậy khi đó thời gian cắt lớp cũng sẽ tăng lên tuyến tính cùng với NEX

5.2.7 Cường độ từ trường

Cường độ từ trường Bo tăng lên thì sự chênh lệch năng lượng ΔE giữa các nhom spin năng lượng thấp và nhóm spin năng lượng cao sẽ tăng lên, dẫn đến vector từ hóa dọc Mz cũng sẽ tăng lên và kết quả là sẽ làm tăng SNR

5.2.8 RF coils

RF coils là bộ phận truyền sóng RF để kích thích các spin trong từ trường Bo, đồng thời cũng là

bộ phận thu nhận tín hiệu echo hoàn trả từ các spin sau khi bị kích thích Một số hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ sử dụng coils thu nhận tín hiệu Echo độc lập với coils truyền sóng RF Trên phương diện lý thuyết cũng như thực tế, coils được đặt càng sát vơi khu vực cần tạo ảnh càng tốt, khi đó SNR sẽ tăng lên Có rất nhiều loại Coils được thiết kế với mục đích ứng dụng khác nhau, có thể chia làm một số nhóm là Volume coils (coils thể tích), Surface coils (coils bề mặt), Intracavity coils (coils trong cơ thể) và Phase-array coils (coils lắp ghép) Ch ý không nhầm lẫn với hệ thống Gradient coils là hệ thống coils tạo ra sự chênh từ

 Volume coils

Loại coil này có thể chỉ dùng để nhận tín hiệu echo hoặc kết hợp với truyền sóng RF Volume coils thường được thiết kế ôm quanh bộ phận cơ thể cần tạo ảnh Có 3 dạng volume coils thường được ứng dụng là saddle-coils (coils dạng yên ngựa), birdcage-coils (coi dạng lồng chim) và body-coils (coils ôm thân)

Hình34a Saddle-coils vùng khớp Hình34b Birdcage-coils vùng đầu Hình34c Body coils

Hình34d Surface coils Hình34e Intracavity coils (trực tràng) Hình34f Intracavity coils (âm đạo)

Hình35a Phase-Array coils (breast) Hình35b Phase-Array coils (body) Hình35c Phase-Array coils (body)

 Surface coils

Hầu hết các surface coils chỉ đảm nhiệm chức năng thu nhận tín hiệu chứ không kết hợp thêm chức năng phát sóng RF Surface coil phải dựa vào body coil để phát sóng RF và thường được áp dụng cho các cấu tr c giải phẫu nhỏ

 Intracavity coils

Là những loại coil được thiết kế đặc biệt để đưa vào trong các khoang, hốc tự nhiên trong cơ thể để có thể tiếp cận được tổ chức cần tạo ảnh một cách gần nhất Thường gặp là coils đặt trong trực tràng, âm đạo

 Phase-Array coils

Phase-array coils là sự kết hợp đồng bộ của nhiều coils thành phần, được đấu nối theo thể thức song song (parallel) hoặc thể thức theo nhóm (series) trong đó mỗi coils thành phần cung cấp tín hiệu cho một bộ phận tiếp nhận riêng biệt

Thông tin thu nhận được từ các coi thành phần sẽ được máy tính kết hợp lại tạo thành hình ảnh Phase-array coils mang lại cường độ tín hiệu mạnh, đồng nhất, tạo ra chất lượng ảnh có độ phân giải cao và cho phép thăm khám trên một diện rộng

Bảng 4 Các yếu tố ảnh hưởng tỷ số nhiễu từ SNR và thời gian cắt lớp (scan time)

Bảng 5 Ảnh hưởng của Matrix, FOV, độ dày lớp cắt tới độ phân giải không gian (spatial resolution)

6 Hệ thống máy chụp cộng hưởng từ

6.1 Tổng quan

Một hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ hoàn chỉnh có rất nhiều đơn vị được kết nối với nhau để cấu thành, bao gồm:

 Hệ thống tạo từ trường tĩnh: tạo ra từ trường Bo đủ lớn

 Hệ thống chênh từ Gradient (X, Y, Z): tạo ra sự chênh lệch từ trường để chọn lớp cắt

 Hệ thống cảm ứng tín hiệu siêu nhậy (RF coils): thu nhận và khuếch đại tín hiệu echo phát ra

từ các spin Có thể được kết hợp với chức năng phát sóng kích thích RF

 Hệ thống máy tính: gồm nhiều máy tính như quản lý hệ thống gradient và cắt lớp (control computer), quản lý chương trình tạo ảnh (array computer), lưu trữ và quản lý hình ảnh (image archive computer) và máy tính trung tâm kết hợp tất cả hệ thống, bao gồm cả các thiết bị ngoại vi (host computer)

 Các thiết bị ngoại vi: bàn đặt người bệnh, máy theo dõi điện tâm đồ (ECG), máy theo dõi nhịp thở (trigger), máy làm mát cho nam châm, trạm xử lý hình ảnh (workshop), máy in phim, hệ thống lưu trữ và kết nối hình ảnh PACS (picture archiving and communication system)

Hình36a Sơ đồ tổng thể của một hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ Hình36b Sơ đồ cắt ngang qua các Gradient

Hình37a Sơ đồ tương quan giữa nam châm (magnet) với các

Gradient coils, RF coils

Hình37b Sơ đồ bố trí các Gradients

6.2 Nam châm

Nam châm là hệ thống tạo ra từ trường tĩnh Bo Trong tạo ảnh cộng hưởng từ ứng dụng trong

y học, cường độ từ trường (từ lực) của Bo được sử dụng từ 0.1 đến 3 Testla Hiện nay có những máy tạo ảnh cộng hưởng từ có từ lực 5 hoặc 7 Testla nhưng còn giới hạn trong nghiên cứu (in vivo) Một yêu cầu đặt ra đối với các nam châm là tạo được từ lực đủ lớn nhưng phải đồng nhất trong toàn bộ trường thăm khám Hiện nay có 3 loại nam châm đã được ứng dụng là nam châm điện trở (resitive magnet), nam châm vĩnh cửu (permenant magnet) và nam châm siêu dẫn (superconducting magnet)

6.2.1 Nam châm điện trở

Nam châm điện trở sử dụng dòng điện chạy qua các cuộn dây dẫn để tạo ra từ trường Để tăng cường độ từ trường cần phải tăng cường độ dòng điện chạy qua dây dẫn, dẫn đến phải tăng hiệu

điện thế giữa 2 đầu dây dẫn, tăng đường kính dây dẫn Mà hiệu điện thế giữa hai đầu dây dẫn, cường độ dòng điện chạy qua dây dẫn hoặc thiết diện cắt ngang dây dẫn chỉ có thể tăng đến một giới hạn cho phép do các yếu tố kỹ thuật như nguy cơ cháy nổ, chi phí sản xuất và vận hành, kích thước cuộn dây…Đặc biệt, một yếu tố chính hạn chế loại nam châm này sẽ chính là nhiệt lượng tỏa

ra trong từ dây dẫn khi tăng cường độ dòng điện Nhiệt độ dây dẫn tăng lên, ngoài nguy cơ cháy

nổ, lại làm tăng điện trở của dây dẫn, tác động ngược trở lại làm cản trở cường độ dòng điện, tạo thành một vòng luẩn quẩn Do vậy, từ lực tối đa của nam châm điện trở là 0.3T

Nam châm này có một ưu điểm là khi có sự cố xảy ra, có thể ngắt hoàn toàn từ trường của nam châm bằng cách ngừng cấp điện mà không gây ảnh hưởng gì cho hệ thống

6.2.2 Nam châm vĩnh cửu

Nam châm vĩnh cửu tạo ra từ trường bằng cách sử dụng một khối sắt có từ tính (ferromagnetic), không cần đến nguồn điện cấp từ bên ngoài Từ lực tối đa mà nam châm vĩnh cửu

có thể tạo ra là 0,5T Nhược điểm của nam châm vĩnh cửu là quá nặng, có thể tới 20 tấn, do khối sắt từ tính cần phải rất lớn Mức độ đồng nhất của từ trường không tốt vì việc chế tạo một khối sắt lớn mà lại phải đồng nhất là điều không đơn giản Ngoài ra, từ lực từ nam châm vĩnh cửu có thể bị thay đổi bởi nhiệt độ bên ngoài

6.2.3 Nam châm siêu dẫn

Đây là loại nam châm có nguyên lý gần tương tự như nam châm điện trở, tức là từ trường được tạo ra bằng cách do chòng điện chạy qua dây dẫn

Điểm khác biệt ở đây là các cuộn dây dẫn được chế tạo từ hợp kim niobium-titanium (Nb-Ti) có điện trở thấp và rất trơ trong mọi điều kiện Các cuộn dây dẫn này lại được đặt trong môi trường

điện trở của dây dẫn có giá trị bằng không, gọi là trạng thái siêu dẫn (superconducting) Kết quả là cường độ dòng điện đi qua lớn nhất, nhiệt lượng tỏa ra thấp nhất, độ ổn định và tính đồng nhất của từ trường tạo ra cũng ở mức tối ưu

Hiện nay, từ lực tối đa mà nam châm siêu dẫn có thể tạo ra là 18T Một số nhược điểm của loại nam châm này là helium hóa lỏng có thể bay hơi dẫn đến nhiệt độ làm lạnh không đảm bảo cho trạng thái siêu dẫn hoặc việc tắt hệ thống nam châm này một cách an toàn là không hề đơn giản, đặc biệt là khi có sự cố

Hình38a.Nam châm điện trở có từ lực Hình38b Nam châm vĩnh cửu có từ lực Hình38c Nam châm siêu dẫn có từ

7 Một số chuỗi xung cơ bản

7.1 Chuỗi xung Spin Echo

7.1.1 Nguyên lý

Trước hết ta giả định một ví dụ th vị để minh họa cho nguyên lý tạo ảnh của chuỗi xung Spin Echo (SE) Đây là một cuộc thi Marthon trên một cung đường từ A đến B Có nhiều vận động viên tham gia, trong đó tốc độ của các vận động viên này rất không đồng đều, có người chạy nhanh chư máy bay phản lực, có người chạy chậm như rùa nhưng đều có chung một đặc điểm là hằng định, không thay đổi Mục đích của cuộc thi không phải là xem ai sẽ về đích sớm nhất mà là sẽ có bao nhiêu vận động viên về đích sau một khoảng thời gian ấn định Ban tổ chức thì muốn càng có nhiều vận động viên về đích càng tốt

Hình39a Sau khi xuất phát từ A để đi đến đích B, các vận

động viên có tốc độ khác nhau thì ở các vị trí khác nhau

Hình39b Tại thời điểm TE/2, trọng tài thay đổi quyết định, chọn đích đến là A, yêu cầu các vận động viên quay trở lại

Từ điểm xuất phát A, khi trọng tài ra hiệu lệnh bắt đầu chạy thì các vận động viên đồng loạt di chuyển về phía B Do sự không đồng nhất về tốc độ nên các vận động viên có các vị trí khác nhau Vận động viên có tốc độ càng lớn thì càng ở xa điểm xuất phát A, vận động viên có tốc độ càng nhỏ thì càng ở gần điểm xuất phát A Sau khoảng thời gian TE/2, trọng tài đột ngột thay đổi ý định, muốn trọn A là đích chứ không phải là B nữa, yêu cầu các vận động viên quay lại để cán đích A Ngay lập tức, các vận động viên phải quay 180 độ hướng về A và cũng sau khoảng thời gian

đ ng bằng TE/2, toàn bộ các vận động viên đều cán đích A Ban tổ chức thì vui mừng vì số vận động viên cán đích là lớn nhất Như vậy, quyết định quay 180 độ của ông trọng tài đã làm triệt tiêu sự không đồng nhất về tốc độ của các vận động viên, dù chạy nhanh hay chậm thì cuối cùng cũng đều

về đích sau cùng một khoảng thời gian

Chuỗi xung SE có nguyên lý tương tự vậy, trong đó mỗi spin được ví như một vận động viên,

duỗi T2 và T2* bắt đầu, các spin ở các vị trí khác nhau thì có tốc độ thư duỗi khác nhau và không

đồng nhất, lệch pha (dephase) Khi thư duỗi T2, T2* diễn ra được một khoảng thời gian TE/2 thì

thời gian TE/2 nữa, toàn bộ các spin sẽ trở về trạng thái đồn pha (in phase) ban đầu, l c này tín hiệu echo được ghi lại với cường độ lớn nhất do có nhiều spin trong trạng thái đồng pha nhất

Hình40 Nguyên lý tạo xung SE (1) Trạng thái từ trường tĩnh Bo; (2) RF 90 o kích thích Mo lệch góc 90 o để nằm trong phẳng phẳng – xy; (3) Thư duỗi T2 và T2* bắt đầu, Mxy suy giảm dần; (4) tại thời điểm TE/2 kích thích bằng RF

180 o ; (5) Sau khoảng thời gian TE/2 tiếp theo, toàn bộ các spin lại ở trạng thái in phase ban đầu và tín hiệu thu được là lớn nhất

7.1.2 Đặc điểm

chỉ còn lại thư duỗi T2

Đặc điểm của chuỗi xung SE là có chất lượng hình ảnh rất tốt do tín hiệu echo thu được là từ các spin là tối đa và tình trạng từ trường tĩnh không đồng nhất (T2*) đã bị loại bỏ bởi sóng đảo

với các nhiễu ảnh do chuyển động (motion arftifacts) Trong ứng dụng lâm sàng, xung SE thường được thực hiện để tạo ảnh T1-weighted và PD-weighted, trong đó PDW thường được sử dụng hơn

vì khi chụp xương, khớp thì ít bị tác động bởi nhịp thở hoặc các chuyển động khác có thể tạo ra motion artifacts

Hình41a T1W SE Hình41 PD SE Hình41c T2W SE

7.1.3 Hiệu ứng black-blood

Hiệu ứng black-blood còn được gọi là hiệu ứng outflow, đề cập đến sự tăng tương phản tự nhiên giữa dòng chảy trong lòng mạch mà mô xung quanh, nói cách khác những dòng chảy nhanh thì không có tín hiệu trên các chuỗi xung SE do có TE kéo dài Đây là một điểm khác biệt của chuỗi xung SE với các chuỗi xung khác Nguyên nhân của hiệu ứng black-blood bao gồm 2 ý chính:

 Toàn bộ hoặc hầu như toàn bộ các huyết cầu đã rời khỏi vị trí tạo ảnh (lớp cắt) trong thời gian TE dài, tại thời điểm thu tín hiệu thì đã được các huyết cầu khác thay thế Do vậy các spin trong lòng mạch tại thời điểm thu tín hiệu của lớp cắt đó không phá tín hiệu do không

 Tại một số khu vực có dòng chảy rối (turbulent), sự mất tín hiệu càng gia tăng do trạng thái lệch pha liên tục xảy ra, các spin không thể trong trạng thái đồng pha (in phase)

Dựa trên cơ sở hình thành hiệu ứng black-blood, ch ng ta có thể giải thích tại sao trong một số tình huống ch ng ta vẫn thấy tín hiệu trong lòng mạch trên các xung SE:

 Dòng chảy chậm (sinh lý hoặc bệnh lý): các huyết cầu không trôi mất khỏi lớp cắt trong thời gian TE

 Khi một đoạn mạch máu đủ dài nằm trọn vẹn trong mặt phẳng thực hiện lớp cắt đó và tốc

độ dòng chảy không quá nhanh

 Huyết khối trong lòng mạch: các huyết cầu tạo thành huyết khối, không di chuyển và khi đó

làm dòng chảy chậm hơn do tắc nghẽn

Hiệu ứng này còn được ứng dụng trong tạo ảnh cộng hưởng từ tim

Hình42 Hiệu ứng black-blood tại vị trí

ĐM thân nền và ĐM cảnh trong đoạn

xoang hang trên T2W SE

Hình43a Trên hình ảnh T1W SE không tiêm thuốc đối quang từ, thấy một đoạn ĐM não giữa bên trái có tín hiệu

Hình43b Đối chiếu trên hình ảnh T1W SE sau tiêm thuốc đối quang

từ thấy các mạch máu này tăng tín hiệu rõ hơn

7.1.4 Multislice

Trong các chuỗi xung có thời gian cắt lớp và TR kéo dài như SE, người ta sử dụng một kỹ thuật tạo ảnh gọi là multiscle (đa lớp cắt) nhằm mục đích r t ngắn thời gian thăm khám Hay nói cách khác, đây là một kỹ thuật tận dụng thời gian Trong kỹ thuật này, người ta thực hiện liên tiếp các lớp cắt khác trong khi thực hiện TR của lớp cắt trước đó Hiện nay, đối với tạo ảnh T1W SE với TR khoảng 500 msc, người ta có thể thực hiện được 12 lớp cắt khác nhau thay vì chỉ cắt 1 lớp trong cùng một thời gian Đối với T2W SE thì con số đó là 30, do TR của T2W SE kéo dài 2000-4000 msc Lấy một ví dụ minh họa, một người phải chạy thử hết 20 đĩa nhạc CD, mỗi đĩa nhạc CD có dung lượng kéo dài 10 ph t Nếu chạy thử lần lượt từng đĩa CD một thì sẽ mất rất nhiều thời gian, anh ta chọn giải pháp trong vừa bật đĩa thứ nhất thì tiếp tục bật các đĩa tiếp theo Do vậy trong cung một thời gian chạy thử đĩa thứ nhất anh ta đã có thể tận dụng khoảng thời gian phải ngồi chờ thực hiện chạy thử nhiều đĩa khác

Hình44 Nguyên lý kỹ thuật tạo ảnh đa lớp multislice cho các chuỗi xung có TR kéo dài như Spin Echo

7.1.5 Tên thương mại

Một số nhà cung cấp hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ thiết kế chuỗi xung SE cho sản phẩm của mình, có thể có những tên gọi cùng kỹ thuật tạo ảnh khác nhau, đôi khi gây nhầm lẫn và khó hiểu cho người làm

Bảng 6 Tên thương mại chuỗi xung SE của một số nhà cung cấp

multiplanar) VEMP (variable echo multiplanar)

SSFSE (singhe shot fast SE)

TSE (turbo SE) HAST (half Fourier acquisition turo SE)

TSE (turbo SE) UFSE (ultrafast SE)

7.2 Chuỗi xung IR

sang chiều âm của trục - z Ch ý rằng, do Mo không bị lệch khỏi trục –z (FA=0) nên toàn bộ Mo trở

ngừng kích thích, Mz phục hồi dần dần theo thư duỗi T1 để trở lại trạng thái ban đầu trên trục –z,

và trong khi phục hồi, Mz sẽ phải đi qua vị trí zero

các thời điểm như ở Spin Echo Khoảng thời gian từ khi phát xung RF – 180o đến khi phát xung

ảnh của chuỗi xung IR Việc lựa chọn TI ở thời điểm nào trong khi diễn ra thư duỗi T1 sẽ quyết định tính chất tạo ảnh, ví dụ TI rất ngắn thì sẽ trở thành xung STIR hoặc TI rất dài thì sẽ trở thành xung FLAIR Chuỗi xung IR thường được sử dụng để tạo tương phản cho ảnh T1-weighted, ví dụ như tương phản chất trắng – chất xám của hệ thần kinh trung ương, hoặc tạo tương phản cho ảnh xóa

mỡ (STIR) Ngoài ra, cũng được sử dụng để tạo tương phản cho ảnh T2 weighted (FLAIR)

Hình45 Nguyên lý kỹ thuật chuỗi xung IR (a) Mz trong trạng thái tĩnh; (b) Xung RF -180 o làm đảo ngược Mz từ chiều dương sang chiều âm, độ lớn không thay đổi; (c) Mz phục hồi dần dần theo thư duỗi T1, không có thư duỗi T2 do góc lệch bằng không; (d) Mz phục hồi dần trở lại chiều dương của trục z

Hình46a.Tương phản chất trắng-chất

xám hệ trên chuỗi xung IR

Hình46b So sánh với tương phản T1W Hình46c So sánh với tương phản

FLAIR

7.3 Chuỗi xung FLAIR

FLAIR (fluid - attenuated inversion recovery) là chuỗi xung có bản chất tương tự xung IR trong

đó, thời gian đảo ngược TI được lựa chọn ở đ ng thời điểm Mz của nước phục hồi từ chiều âm của trục – z về đến không (zero) Giá trị của TI trong FLAIR rất dài, khoảng 1.700 - 2.000 msc tại từ

phần Mxy của nước luôn luôn không xuất hiện trong toàn bộ quá trình tạo ảnh về sau, mọi tín hiệu của nước đều bị xóa Kết quả là nước sẽ không có tín hiệu trên ảnh FLAIR

Thêm một điểm lưu ý nữa là trong xung FLAIR, do TI kéo dài, trong khi hầu như toàn bộ tín hiệu của nước (dịch não tủy) đã bị xóa do thư duỗi T1 = 0 thì tín hiệu của các tổ chức xung quanh (chất trắng, chất xám, khối u,…) lại ở trạng thái rất tốt do tốc độ thư duỗi T1 của các tổ chức này ngắn hơn của nước rất nhiều (Bảng 3) Do đặc điểm này, xung FLAIR thường được ứng dụng để xóa dịch não tủy, tạo sự tương phản giữa nhu mô não bình thường với nhu mô não bệnh lý hoặc những

tụ dịch bất thường, không giống với dịch não tủy

Hình47a Trạng thái tĩnh, Mz (T1) của Hình47b Xung RF-180 o làm đảo Hình47c Mz của nước và mỡ phục