Nghiên cứu thiết bị tạo ảnh cộng hưởng từ và ứng dụng trong chẩn đoán bệnh lý cột sống

Khái niệm chung về chụp cộng hưởng từ MRI Magnetic Resonance Imaging là kỹ thuật chụp ảnh cắt lớp phần trong cơ thể, tạo ra ảnh mang các đặc tính hóa học và vật lý của đối tượng từ việc

BỘ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI

Ngành Kỹ thuật Y sinh

Giảng viên hướng dẫn: TS NGUYỄN THÁI HÀ

Viện Điện tử - Viễn thông

HÀ NỘI, 5/2020

BỘ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI

Ngành Kỹ thuật Y sinh

Giảng viên hướng dẫn: TS NGUYỄN THÁI HÀ

Viện Điện tử - Viễn thông

HÀ NỘI, 5/2020

Chữ ký của GVHD

LỜI CẢM ƠN

Để hoàn thành chương trình cao học và làm luận văn này, em xin gửi lời cảm ơn chân thành tới các quý Thầy giáo, Cô giáo trong Ban Giám hiệu, Phòng Đào tạo sau đại học, Bộ môn Kỹ thuật y sinh Viện Điện tử - Viễn thông, Trường Đại Học Bách Khoa Hà Nội đã nhiệt tình truyền đạt những kiến thức quý báu, giúp đỡ và tạo điều kiện thuận lợi cho em trong suốt quá trình học tập và hoàn thành luận văn

Em xin bày tỏ lòng kính trọng và biết ơn TS Nguyễn Thái Hà là người Cô

chuẩn mực, luôn tận tình hướng dẫn, dìu dắt em trong suốt quá trình học tập, nghiên cứu và thực hiện luận văn

Xin trân trọng cảm ơn tới Ban lãnh đạo Bệnh Viện Châm cứu Trung ương đã tạo mọi điều kiện tốt nhất để em có thể hoàn thành khóa học này

Em xin chân thành cảm ơn quý Thầy, Cô trong hội đồng chấm luận văn, những

người đánh giá công trình nghiên cứu của em một cách công minh, các ý kiến đóng góp của quý Thầy, Cô sẽ là bài học quý giá giúp em trên con đuờng học tập và nghiên cứu khoa học kỹ thuật sau này

Hà Nội, ngày ……tháng 5 năm 2020

Nguyễn Văn Bình

LỜI CAM ĐOAN

Em xin cam đoan luận văn: “Nghiên cứu thiết bị tạo ảnh cộng hưởng từ và ứng dụng trong chẩn đoán bệnh lý Cột sống” là do TS Nguyễn Thái Hà trực tiếp

hướng dẫn Các nội dung được trình bày trong luận văn là hoàn toàn trung thực

Luận văn tốt nghiệp đánh dấu cho những thành quả, kiến thức em đã thu nhận được trong quá trình rèn luyện và học tập tại trường

Trong luận văn này, em đã sử dụng một số tài liệu tham khảo được chỉ ra trong danh mục Tài liệu tham khảo

Em xin chịu hoàn toàn trách nhiệm trước pháp luật về những cam kết này

Hà Nội, ngày …… Tháng 5 năm 2020

Người viết cam đoan

Nguyễn Văn Bình

MỤC LỤC

LỜI CẢM ƠN i

LỜI CAM ĐOAN ii

MỤC LỤC iii

DANH MỤC NHỮNG TỪ VIẾT TẮT vi

DANH MỤC CÁC HÌNH vii

DANH MỤC CÁC BẢNG ix

MỞ ĐẦU 1

CHƯƠNG 1: CƠ SỞ LÝ THUYẾT CỦA TẠO ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ 4

1.1 Giới thiệu chung 4

1.1.1 Khái niệm chung về chụp cộng hưởng từ 4

1.1.2 Lịch sử phát triển của thiết bị cộng hưởng từ 5

1.1.3 Các ứng dụng của máy cộng hưởng từ trong y tế 8

1.2 Nguyên lý tạo ảnh cơ bản của máy cộng hưởng từ 10

1.2.1 Cấu trúc nguyên tử 10

1.2.2 Spin trong từ trường 11

1.2.3 Tác dụng của xung RF 15

1.2.4 Tần số Larmor 16

1.2.5 Các phương pháp mã hóa 17

1.2.6 Các quá trình hồi phục 20

1.2.7 TR & TE 27

1.3 Các yếu tố của ảnh 29

1.3.1 Trường Gradient 29

1.3.2 Pixel, Voxel và FOV 29

1.3.3 Độ dày lát cắt 30

1.3.4 Không gian K 31

1.3.5 Biến đổi Fourier: 32

1.3.6 Xử lý tín hiệu ảnh 33

1.3.7 Độ phân giải ảnh 34

1.3.8 Độ tương phản 35

1.4 Các yếu tố ảnh hưởng đến nhiễu ảnh (Artifact) 37

1.4.1 Nhiễu ảnh chuyển động - Motion Artifact 38

1.4.2 Nhiễu ảnh dòng chảy - Flow Artifact 39

1.4.3 Nhiễu ảnh do FOV - Field of View 41

1.4.4 Nhiễu ảnh do mô mỡ và nước - Chemical shift Artifact 42

1.4.5 Nhiễu ảnh do nhạy từ - Susceptibility Artifact 43

1.4.6 Nhiễu ảnh dạng gợn sóng - Gibb Artifact 44

1.4.7 Nhiễu ảnh do hiệu ứng thể tích riêng phần 44

1.4.8 Nhiễu ảnh dò rỉ sóng RF - Zipper Artifact 45

1.4.9 Nhiễu ảnh do slice gap - Crosstalk Artifact 46

1.4.10 Nhiễu ảnh do góc lật - Magic angle Artifact 47

1.4.11 Nhiễu ảnh dạng lưới - Crisscross artifact 47

Chương 2: CẤU TRÚC CỦA HỆ THỐNG CỘNG HƯỞNG TỪ 49

2.1 Cấu tạo thiết bị cộng hưởng từ 49

2.2 Các thành phần của hệ thống cộng hưởng từ 50

2.2.1 Hệ thống nam châm 50

2.2.2 Hệ thống Gradient 54

2.2.3 Hệ thống cuộn RF 57

2.2.4 Detector 63

2.2.5 Phantom 64

2.2.6 Hệ thống thu nhận tái tạo ảnh 65

2.3 Các phương pháp tạo ảnh 67

2.3.1 Phương pháp tín hiệu dội Spin ( Spin Echo - SE): 68

2.3.2 Phương pháp khôi phục ngược (Inversion Recovery – IR): 72

2.3.3 Phương pháp tín hiệu dội Gradient (Gradient Echo – GRE) : 75

2.3.4 Phương pháp Turbo Gradient Echo (TGE) 78

2.3.5 Phương pháp Turbo Spin Echo (TSE): 80

2.3.6 Phương pháp ảnh mặt phẳng tín hiệu dội - EPI 81

2.3.7 Phương pháp lật trước nhiễm từ (Magnetization Preparation) 83

Chương 3 ỨNG DỤNG ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ TRONG BỆNH LÝ CỘT SỐNG 84

3.1 Một số phương pháp chẩn đoán hình ảnh 84

3.1.1 Chụp X quang thường quy 84

3.1.2 Chụp cắt lớp vi tính - CT Scaner 85

3.1.3 Siêu âm 88

3.2 An toàn trong kỹ thuật chụp cộng hưởng từ 89

3.3 Kỹ thuật chụp cộng hưởng từ 91

3.3.1 Kỹ thuật chụp cột sống cổ 93

3.3.2 Kỹ thuật chụp cột sống lưng 94

3.3.3 Kỹ thuật chụp cột sống thắt lưng 95

3.4 Ứng dụng ảnh cộng hưởng từ trong chẩn đoán bệnh lý cột sống 96

3.4.1 Cấu trúc giải phẫu cơ bản của cột sống 96

3.4.2 Các bệnh lý cột sống 97

3.5 Tiền năng của công nghệ tạo ảnh cộng hưởng từ 102

KẾT LUẬN 106

TÀI LIỆU THAM KHẢO 107

DANH MỤC NHỮNG TỪ VIẾT TẮT

MRI Magnetic Resonance Imaging Ảnh cộng hưởng từ

MRS Magnetic Resonance Spectroscopy Quang phổ từ hạt nhân

NMR Nuclear Magnetic Resonance Cộng hưởng từ hạt nhân

NMRI Nuclear Magnetic Resonance

MRA Magnetic Resonance Angiography Chụp cộng hưởng từ động mạch EPI Echo Planar Imaging Hình ảnh phẳng phản hồi

DFT Discrete Fourier Transform Biến đổi Fourier rời rạc

IFT Inverse Fourier transform Biến đổi Fourier nghịch đảo

EEG Electro Encephalography Điện não đồ

FLAIR Fluid-attenuated inversion recovery Phục hồi đảo ngược chất lỏng FID Free Induction Decay Phân rã cảm ứng tự do

STIR short T1 inversion recovery Phục hồi đảo ngược T1 ngắn FLASH Fast Low - Angle Short Imaging Hình ảnh nhanh chậm-góc thấp

SNR Signal to Noise Ratio Tỉ số tín hiệu trên nhiễu

CT Computed Tomography Chụp cắt lớp vi tính

SPECT Single Photon Emission Computed

PET Positron Emission Tomography Chụp cắt lớp phát xạ positron

DANH MỤC CÁC HÌNH

Hình 1.1: Hình ảnh máy chụp Cộng hưởng từ 4

Hình 1.2: Ảnh chụp cộng hưởng từ cột sống 8

Hình 1.3: Ảnh chụp cộng hưởng từ 9

Hình 1.4: Kết cấu nguyên tử 10

Hình 1.5: Hướng của spin hạt nhân 11

Hình 1.6: Sắp xếp proton trong từ trường 12

Hình 1.7: Các proton sắp xếp ngẫu nhiên trong điều kiện bình thường 12

Hình 1.8: Proton dưới tác động của từ trường 13

Hình 1.9: Khi có tác dụng của một từ trường ngoài B0 14

Hình 1.10: Đặt bệnh nhân trong từ trường 15

Hình 1.11: Trạng thái các proton khi tác động xung RF 16

Hình 1.12: Ảnh hưởng của lực hấp dẫn và từ trường lên hạt nhân 17

Hình 1.13: Mã hóa pha bằng phương pháp gradient y 18

Hình 1.14: Mã hóa tần số bằng phương pháp độ dốc x 19

Hình 1.15: Độ từ hóa thực M0 hướng theo trục z 21

Hình 1.16: Đường cong mô tả thời gian hồi giãn dọc 22

Hình 1.17: Ảnh T1 mỗi quan hệ độ sáng của mô 23

Hình 1.18: Hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID 24

Hình 1.19: Đường cong mô tả thời gian hồi giãn ngang 25

Hình 1.20: Ảnh T2 mỗi quan hệ độ sáng của mô 26

Hình 1.21: Tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân suy giảm nhanh hơn theo T2* 27

Hình 1.22: Các loại ảnh trọng lượng với TR và TE khác nhau 28

Hình 1.23: Trường Gradient biển đổi đều 29

Hình 1.24: Trường nhìn FOV 30

Hình 1.25: Tần số Larmor biến đổi khi có trường Gradient 31

Hình 1.26: Không gian K 32

Hình 1.27: Mã hóa tần số cả 2 chiều 32

Hình 1.28: Mã hoá tín hiệu và tái tạo ảnh 33

Hình 1.29: Mối quan hệ giữa số lượng lấy mẫu ảnh và kích thước pixel 35

Hình 1.30: Tạo ảnh mã hóa dòng chảy 36

Hình 1.31: Một số nhiễu ảnh do chuyển động nhịp thở 38

Hình 1.32: Nhiễu ảnh rất rõ rệt khi để bệnh nhân thở tự do 39

Hình 1.33: Nhiễu ảnh do dòng chảy 40

Hình 1.34: Nhiễu ảnh do dòng chảy động mạch cảnh 40

Hình 1.35: Nhiễu ảnh do trường nhìn FOV 41

Hình 1.36: So sánh chất lượng ảnh khi có sự thay đổi của kích thước FOV 42

Hình 1.37: Nhiễu ảnh do mô mỡ và nước 42

Hình 1.38: Nhiễu ảnh do nhạy từ 43

Hình 1.39: Nhiễu ảnh dạng gợn sóng 44

Hình 1.40: Sử dụng tái tạo ảnh từ rawdata 44

Hình 1.41: Độ dày lát cắt tăng lên, tỉ số SNR tăng lên 45

Hình 1.42: Các nốt tăng tín iệu hằng định trên các lớp cắt khác nhau 46

Hình 1.43: Nhiễu ảnh do slice gap - Crosstalk Artifac 46

Hình 1.44: Nhiễu ảnh do góc lật - Magic angle Artifact 47

Hình 1.45: Nhiễu ảnh dạng lưới 48

Hình 2.1: Cấu trúc cắt dọc của hệ thống cộng hưởng từ 49

Hình 2.2: Máy cộng hưởng từ sử dụng nam châm vĩnh cửu 51

Hình 2.3: Máy cộng hưởng từ sử dụng nam châm điện trở 52

Hình 2.4: Máy cộng hưởng từ sử dụng nam châm siêu dẫn 53

Hình 2.5: Cường độ các đường sức từ 54

Hình 2.6: Hệ thống các cuộn gradient theo trục X, Y, Z 55

Hình 2.7: Sơ đồ khối hệ thống cuộn RF 57

Hình 2.8: Hướng của cuộn RF trong trường tĩnh 59

Hình 2.9: Cấu tạo cuộn phát thu song điện từ 61

Hình 2.10: Một số cuộn tạo ảnh thông dụng 61

Hình 2.11: Bộ điều phối cân bằng kép 64

Hình 2.12: Cấu trúc của detector 64

Hình 2.13: (a) Phantom phân tích D= 24cm; (b) Mặt cắt quaphantom 65

Hình 2.14: Vùng tín hiệu số và tương tự trong tạo ảnh cộng hưởng từ 66

Hình 2.15: Hệ thống tạo ảnh MR 66

Hình 2.16: Mối liên hệ chung giữa các chế độ tạo ảnh 68

Hình 2.17: Chuỗi xung Spin Echo 69

Hình 2.18: Dãy các sự kiện và các yếu tố xác định tương phản ảnh 71

Hình 2.19: Chuỗi xung phục hồi đảo ngược 72

Hình 2.20: Phương thức tạo ảnh khôi phục ngược 74

Hình 2.21: Đồ thị thời gian trong phương pháp FLAIR 75

Hình 2.22: Phương pháp tín hiệu dội Gradient 75

Hình 2.23: Chuỗi xung TGE 79

Hình 2.24: Nguyên lý chuỗi xung Turbo gradient echo sử dụng xung 1800 79

Hình 2.25: Chuỗi xung Fast Spin Echo 80

Hình 2.26: Chuỗi xung RARE 81

Hình 2.27: Kỹ thuật tạo ảnh Gradient 81

Hình 2.28: Chuỗi xung Echo Planar 82

Hình 2.29: Phương pháp lật trước nhiễm từ 83

Hình 3.1: Một số hình ảnh chụp X quang 85

Hình 3.2: Nguyên lý tạo ảnh CT 86

Hình 3.3: Hình ảnh chụp CT sọ não 87

Hình 3.4: Một số hình ảnh siêu âm 88

Hình 3.5: Các sự cố trong phòng chụp cộng hưởng từ 90

Hình 3.6: Kỹ thuật chụp cột sống cổ hướng cắt sagittal và Axial 93

Hình 3.7: Kỹ thuật chụp cột sống lưng hướng Sagittal và Axial 94

Hình 3.8: Kỹ thuật chụp cột sống thắt lưng hướng cắt sagittal và Axial 95

Hình 3.9: Ảnh Sagittal chuỗi xung T2W giải phẫu cột sống 97

Hình 3.10: Chấn thương cột sống cổ vỡ C5 di lệch ra sau, chèn ép tủy 98

Hình 3.11: Thoát vị đĩa đệm C3/C4 trung tâm bên trái gây chèn ép tủy cổ 99

Hình 3.12: Thoái hóa giảm tín hiệu T2WI của đĩa đệm L4/L5 100

Hình 3.13: Kỹ thuật chụp Sagittal tổn thương tiêu xương C7 100

Hình 3.14: Hẹp ống sống cổ ở đoạn ngang mức C4 101

Hình 3.15: U màng não thành bên phải cột sống cổ 102

DANH MỤC CÁC BẢNG

Bảng 1.1: Spin và hệ số hồi chuyển từ đối với một số nguyên tố 14

Bảng 1.2: Giá trị T1 tính bằng đơn vị ms (mili-giây) của các mô khác nhau 23

Bảng 1.3: Giá trị T2 tính theo đơn vị ms (mili-giây) của các mô 25

Bảng 1.4: Thành phần nước thay đổi ở các mô khác nhau 35

Bảng 2.1: Bảng hệ thống hệ thống nam châm phân chia theo từ trường 50

Bảng 2.2: Các thông số trong hệ thống Gradient của hang Siemens 57

Bảng 2.3: Thông số bộ khuếch đại công suất RF 58

Bảng 2.4: Hình ảnh và thông số của các cuộn RF 62

Bảng 3.1: Các xung thường dùng chụp cộng hưởng từ cột sống cổ 94

Bảng 3.2: Các xung thường dùng chụp cộng hưởng từ cột sống lưng 95

Bảng 3.3: Các xung thường dùng chụp cộng hưởng từ cột sống thắt lưng 96

MỞ ĐẦU

Lý do chọn đề tài

Chẩn đoán hình ảnh là ngành ứng dụng các kỹ thuật khoa học công nghệ vào chẩn đoán y khoa nhằm khảo sát các cơ quan nội tạng trong cơ thể con người Ngày nay, c ng với sự phát triển vượt bậc không ngừng của khoa học kỹ thuật, chẩn đoán hình ảnh ngày càng có nhiều máy móc hiện đại và đang giữ một vai trò rất quan trọng đối với ngành y học trên thế giới Điển hình là sự ra đời của nhiều phương tiện chẩn đoán hình ảnh kỹ thuật cao như hệ thống chụp cộng hưởng từ (MRI), CT Scanner, X-quang, Siêu âm Doppler, DSA, Các phương pháp chẩn đoán này ngày càng phát triển và giữ vai trò quan trọng trong việc giúp bác sĩ chẩn đoán bệnh chính xác hơn Ở Việt Nam, ngành chẩn đoán hình ảnh c ng đang ngày càng lớn mạnh và khẳng định được tầm quan trọng của mình Hòa vào xu thế đó, Bệnh viện Châm cứu Trung ương c ng không ngừng đầu tư các trang thiết bị hiện đại như máy chụp cộng hưởng từ 0,4T, máy chụp X-quang kỹ thuật số, máy chụp C- ArmZen – 7000, Siêu âm,… nhằm phục vụ tốt hơn cho việc chẩn đoán và điều trị Từng bước hiện đại hóa châm cứu theo chỉ đạo của Đảng và Nhà nước

Kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ (MRI) là một trong những kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh tiên tiến nhất 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 c ng 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 sĩ, kỹ sư y sinh và kỹ thuật viên, cần phải cập nhật kiến thức 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 chúng ta phải bắt đầu từ nền móng cơ bản nhất, đó là nguyên lý cơ bản của tạo ảnh cộng hưởng từ Nhờ sử dụng từ trường và sóng radio, không sử dụng tia X nên chụp cộng hưởng từ rất an toàn, không gây ảnh hưởng phụ cho người bệnh Do vậy kỹ thuật chụp cộng hưởng từ là tiêu chuẩn

“vàng” được áp dụng hầu hết trong chẩn đoán các bệnh lý cột sống, thần kinh, xương khớp, ung thư, tim mạch và nhiều bệnh lý khác

Cột sống là một cấu trúc rất quan trọng của cơ thể có vai trò nâng đỡ trọng lượng cơ thể, duy trì trạng thái đứng thẳng của thân mình, ngoài ra cột sống còn đảm nhận nhiệm vụ bảo vệ cột tủy, là cơ quan truyền dẫn các tín hiệu điện từ não tới các phần cơ thể Do cấu trúc của cột sống phức tạp, nằm ở sâu, bệnh lý thường có các triệu chứng ít đặc hiệu, cho nên việc chẩn đoán bệnh đôi khi rất khó khăn

Theo tạp chí Spine của Mỹ, xuất bản năm 2009, đau cột sống là lý do thứ hai (sau cảm cúm) khiến người dân Mỹ phải đến khám bác sĩ Theo Rubin D.I (Đại học Rochester, bang Minesota, Mỹ) có 15% đến 20% người trưởng thành bị đau cột sống trong thời gian một năm và 50% đến 80% ít nhất một lần đau cột sống trong suốt cuộc đời

Theo Nguyễn Văn Thạch - Chủ tịch Hội Chấn thương chỉnh hình Việt Nam,

tỷ lệ mắc bệnh đĩa đệm cột sống cổ chiếm 36,1%, đứng thứ hai sau bệnh lý đĩa đệm cột sống thắt lưng (65%) Ở các trung tâm chuyên khoa thần kinh, chứng đau vùng cổ vai chiếm tới 18,2%, đau thắt lưng chiếm 30% của cơ cấu mặt bệnh điều trị nội trú Hồ Hữu Lương và cột sống cho thấy tỷ lệ bệnh nhân đau cổ – vai – cánh tay điều trị tại khoa Thần kinh – Bệnh viện 103 trong 10 năm từ 1990 – 1999 chiếm 23,1%, điều trị đau thắt lưng chiếm 32,6%

Xuất phát từ thực tế trên và được sự hướng dẫn của TS Nguyễn Thái Hà,

tôi quyết định thực hiện đề tài: “Nghiên cứu thiết bị tạo ảnh Cộng hưởng từ và ứng dụng trong chẩn đoán bệnh lý cột sống” với mục tiêu sau:

 Tìm hiểu về thiết bị tạo ảnh cộng hưởng từ

 Ứng dụng công nghệ tạo ảnh cộng hưởng từ trong chẩn đoán bệnh lý cột

sống và các đặc trưng của bệnh lý cột sống trên ảnh cộng hưởng từ Phương pháp nghiên cứu

Phương pháp được sử dụng khi thực hiện đề tài đó là nghiên cứu các tài liệu

và khảo sát thực tế Tổng hợp những kiến thức và trình bày cấu trúc, nguyên lý hoạt động của thiết bị tạo ảnh cộng hưởng từ Ứng dụng công nghệ tạo ảnh cộng hưởng từ trong chẩn đoán và điều trị một số bệnh lý cột sống tại Bệnh viện Châm

cứu Trung ương Thu thập một số ảnh công hưởng từ của một số bệnh nhân bị bệnh lý cột sống và phân tích

- Tổng quan về lịch sử và quá trình phát triển của máy cộng hưởng từ

- Các ứng dụng của máy cộng hưởng từ trong y tế

- Nguyên lý, cấu tạo, hoạt động của thiết bị chụp cộng hưởng từ

CHƯƠNG 1: CƠ SỞ LÝ THUYẾT CỦA TẠO ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ 1.1 Giới thiệu chung

1.1.1 Khái niệm chung về chụp cộng hưởng từ

MRI (Magnetic Resonance Imaging) là kỹ thuật chụp ảnh cắt lớp phần trong cơ thể, tạo ra ảnh mang các đặc tính hóa học và vật lý của đối tượng từ việc

đo tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân MRI hiển thị các đặc tính của mô Các nguyên tử của các nguyên tố bao gồm một hạt nhân và các electron quay xung quanh Hydro là một nguyên tố điển hình nhất và có cấu trúc nhỏ nhất: chỉ gồm một proton mang điện tích dương Trong cơ thể người, proton H+ là thành phần

cơ bản của nước và mỡ Các spin hạt nhân của nó có thuộc tính đặc trưng là thuộc tính chuyển động tiến động (vừa tịnh tiến vừa quay) Do sự chuyển động của spin hạt nhân mà nó có thể tạo ra một từ trường Bình thường các spin này có phương hỗn loạn nhưng khi đặt trong từ trường mạnh nó sẽ sắp xếp theo hai

hướng song song hoặc đối song với từ trường

Hình 1.1: Hình ảnh máy chụp Cộng hưởng từ

Tùy thuộc vào mật độ proton H+ trong mô hay đặc trưng của các mô khác nhau sự nhiễm từ sẽ khác nhau Nếu phát xung có tần số nằm trong dải sóng Radio tại tần số bằng tần số quay của spin hạt nhân thì sẽ tạo ra sự cộng hưởng từ hạt nhân Sử dụng cuộn dây thu, ta sẽ thu được tín hiệu cộng hưởng này, mang theo các đặc trưng lý hóa của mô Tín hiệu thu được sẽ được mã hóa theo nguyên

lý mã hóa không gian thông tin, đưa vào ma trận điểm ảnh Tín hiệu sau khi mã hóa sẽ đưa vào bộ xử lý

Ảnh cộng hưởng từ thực chất là một ảnh của mô bị từ hóa Từ trường c ng gây ra cho mô cộng hưởng tại các tần số xác định Vì vậy quá trình còn được gọi

là cộng hưởng từ Trong từ trường mạnh, mô cộng hưởng tại một dải tần số radio (RF) Điều này chứng tỏ mô hoạt động như một đầu phát và đầu thu radio ảnh cộng hưởng từ liên quan tới truyền thông hai chiều giữa mô trong cơ thể người

bệnh và thiết bị

Năng lượng RF dùng trong MR là dạng bức xạ yếu không làm ion hóa Các xung RF đặt lên cơ thể người bệnh sẽ bị các mô hấp thụ và chuyển thành nhiệt Một lượng nhỏ năng lượng được phát ra từ cơ thể dưới dạng tín hiệu Các tín hiệu RF cung cấp thông tin (dữ liệu), nhờ đó ảnh được tái tạo bằng máy tính Tuy nhiên, đây là ảnh hiển thị của các cường độ tín hiệu RF tạo ra từ các mô khác nhau Ảnh cộng hưởng từ thông thường thể hiện cường độ của các tín hiệu tần số radio (RF) phát ra từ mô Vùng sáng trong ảnh tương ứng với mô phát ra cường

độ tín hiệu mạnh Trong ảnh c ng có những vùng tối do không có tín hiệu được tạo ra Giữa hai vùng này là một dải bóng xám và cường độ tín hiệu thể hiện độ đối quang hay khác nhau giữa các loại mô khác nhau

1.1.2 Lịch sử phát triển của thiết bị cộng hưởng từ

Kỹ thuật chụp ảnh cộng hưởng từ hạt nhân bắt đầu hình thành từ sau chiến tranh thế giới lần thứ II với nhiều khám phá quan trọng Trong sự phát triển của MRI có sự đóng góp của rất nhiều chuyên gia, các nhà chuyên môn, các bác sỹ,

kỹ sư, các nhà khoa học, những người đã nghiên cứu, phát triển cùng với sự nỗ lực không mệt mỏi để mở rộng các ứng dụng lâm sàng, phát huy hiệu quả của kỹ thuật này

 1946: Felix Bloch (ĐH Stanford) và

Edward M Purcell (ĐH Harvard) độc lập

tìm ra hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân

Hai ông đã đồng nhận giải Nobel vật lý cho

công trình này vào năm 1952

 1949: Erwin L Hahn tìm ra phương pháp Spin Echo và hiện tượng suy giảm tín hiệu do lệch pha spin (FID)

 1966 – 1975: Richard R.Ernst tìm ra

phương pháp biến đổi Fourier hai chiều để xây

dựng ảnh MRI từ tín hiệu thu đươc Ông c ng

là tác giả của góc Ernst tối ưu trong phương

Raymond V.Damadian và cộng sự cho ra đời

máy MRI toàn thân đầu tiên Mở đầu thời kì

MRI không còn bị giới hạn trong phòng thí

nghiệm mà đã thực sự có những đóng góp cụ

thể trong lĩnh vực y tế C ng năm đó, Peter

Mansfield khám phá ra kỹ thuật EPIii có thể

chụp một bức ảnh chỉ với 30 ms

 Năm 1986 thời gian tạo ảnh đã giảm xuống còn khoảng 5 giây C ng năm người ta đã phát triển NMR hiển vi cho phép độ phân giải khoảng 10 m trên mẫu cm

 Năm 1987 ảnh mặt phẳng dội được sử dụng để thể hiện các ảnh động với thời gian thực của một chu kỳ tim đơn Ngoài ra, Charles Dumoulin đã tiến hành chụp mạch cộng hưởng từ (MRA- Magnetic Resonance Angiography) cho phép chụp ảnh của dòng máu mà không sử dụng các tác nhân đối quang

 Năm 1991 Richard Ernt được trao giải Nobel hóa học với phát minh vĩ đại trong kỹ thuật NMR và MRI d ng biến đổi Fourier xung

 Năm 1993 kỹ thuật MRI chức năng (fMRI) đã phát triển Kỹ thuật này cho phép thực hiện phép ánh xạ các chức năng của các v ng khác nhau của não

bộ Sự phát triển của chụp ảnh cộng hưởng từ chức năng (fMRI – functional

Magnetic Resonance Imaging) đã mở ra một ứng dụng mới đối với kỹ thuật ảnh

kỹ thuật dội (EPI) trong phép ánh xạ các miền phản ứng của não

 Nhờ các ứng dụng lâm sàng, Peter Mansfiled của đại học Nottingham đã nhận được giải thưởng Nobel về những nghiên cứu y học trong ảnh cộng hưởng

từ MRI là một kỹ thuật mới đang phát triển trong lĩnh vực khoa học

 Hiện nay, sự ra đời của thiết bị MAGNETOM Avanto với công nghệ ma trận tạo hình toàn bộ – TIM (Total Imaging Matrix) thật sự là một cuộc cách mạng đối với công nghệ chẩn đoán hình ảnh nói chung và chẩn đoán bằng cộng hưởng từ nói riêng Đây là một hệ thống cộng hưởng từ mới tổ hợp những công nghệ RF mới nhất với khái niệm ma trận các cuộn thu, chụp hình giải phẫu toàn thân, thu nhận hình siêu nhanh

 Máy MRI thương mại đầu tiên được sản xuất tại châu Âu (do công ty Picker thuộc GEC cung cấp) và được đặt tại phòng chẩn đoán hình ảnh thuộc một trường đại học của Manchester Medical School

 Lauterbur là người phát hiện ra việc các dao động từ trường có thể tạo nên hình ảnh 2 chiều Đồng nghiệp người Anh, Peter Mansfield hoàn thiện phương pháp này bằng một phương pháp toán học giải mã các tín hiệu được truyền về từ máy quét và chuyển chúng thành hình ảnh 3 chiều lập thể

 Đến nay, đã có trên 22000 máy cộng hưởng từ trên thế giới, và đã có khoảng trên 100 triệu hình ảnh được chụp từ người bệnh mỗi năm

 Các ứng dụng của MRI đang được tìm hiểu, đánh giá Việc sử dụng Gradient và các phần mềm nâng cao không chỉ nhạy với các chi tiết giải phẫu mà còn cung cấp các thông tin chức năng như trong việc nghiên cứu bộ não trong cơ thể sống

 MRI chụp mạch hai và ba chiều cung cấp bản đồ các mạch máu trong bất

cứ bộ phận nào của cơ thể, c ng với khả năng có được các hàm profile vận tốc của dòng máu

 Việc sử dụng các hệ thống MRI thời gian thực (MRI tăng sáng truyền hình) và hệ thống nam châm mở hơn cho phép việc nghiên cứu can thiệp vào cơ thể sống có thể được thực hiện Trong tương lai, MRI sẽ phát triển rất rực rỡ

1.1.3 Các ứng dụng của máy cộng hưởng từ trong y tế

MRI có giá trị rất lớn trong thăm dò các bệnh lý cột sống, đánh giá toàn bộ cột sống từ cổ, ngực, thắt lưng, c ng cụt và các dây thần kinh cạnh cột sống Phát hiện thoát vị địa đệm, ung thư cột sống Trong chứng đau thắt lưng dưới, MRI cho phép phân biệt được đau tại cơ, hay do tủy sống hay thần kinh bị chèn ép Nếu là do đĩa đệm thì có hướng để điều trị bằng phẫu thuật

Hình 1.2: Ảnh chụp cộng hưởng từ cột sống

MRI c ng là một phương tiện trợ giúp cho việc chuẩn bị và tiến hành phẫu thuật vì nó cho hình ảnh ba chiều của tổn thương nhờ đó phẫu thuật viên có thể biết rõ vị trí của tổn thương và tìm ra phương pháp tiếp cận thuận lợi nhất

Trong vi phẫu thuật não chữa chứng Parkinson, MRI cho hình ảnh đủ rõ để phẫu thuật viên có thể đặt điện cực một cách chính xác vào các nhân não

Chụp MRI vùng bụng - chậu phát hiện các bệnh lý gan, đường mật, tuyến tụy, thận, tuyến thượng thận, lá lách Ngoài ra, rất ít người biết tác dụng của chụp cộng hưởng từ là gì đối với vùng tiểu khung trong khi thực tế nó có thể chẩn đoán tốt và đánh giá chính xác giai đoạn của các bệnh lý ung thư tuyến tiền liệt, u

tử cung, ung thư đại trực tràng, khối u buồng trứng, sa âm đạo,

Đối với bệnh ung thư chụp cộng hưởng từ có độ phân giải tổ chức cao, nhiều chuỗi xung khám, chụp được nhiều bình diện nên dễ dàng phát hiện các tổn thương ở mức tế bào và đánh giá được sự thay đổi chức năng của tổ chức Đây chính là lựa chọn tốt nhất để phát hiện sớm các bệnh lý ung thư, tình trạng di căn nghiêm trọng hay thông thường của tế bào ung thư C ng nhờ khả năng này

mà bác sĩ dễ dàng đưa ra phác đồ trị liệu hạn chế tối đa nguy hiểm cho người bệnh Chụp tuyến vú chẩn đoán sớm và chính xác các tổn thương ở tuyến vú như viêm nhiễm, u lành hoặc ác tính

Chụp hốc mắt phát hiện các tổn thương tại dây thần kinh thị giác, nhãn cầu,… Chụp cơ xương khớp phát hiện bất thường cấu trúc xương, sụn khớp, ổ khớp, dây chằng, gân cơ, viêm nhiễm, chấn thương dây chằng, thoái hóa khớp, tràn dịch ổ khớp,

Chẩn đoán một số bệnh lý tim mạch, mạch máu như hệ bạch huyết, nhồi máu cơ tim, hẹp tắc mạch máu, các bệnh lý mạch vành, u tim, Chẩn đoán chính xác bất thường, dị tật thai nhi bẩm sinh

Hình 1.3: Ảnh chụp cộng hưởng từ

Một trong những cải tiến đáng kể cần được nhắc tới đó là sự tối ưu hóa kích thước của bộ phận quét Một bộ quét siêu nhỏ để tạo ảnh các bộ phận đặc biệt của cơ thể đang được nghiên cứu phát triển và sẽ sớm được ứng dụng, bộ quét này sẽ đặt trực tiếp vào cánh tay, chân, đầu gối hoặc bất cứ bộ phận cần tạo ảnh nào Các nhà nghiên cứu c ng sẽ tập trung vào chụp ảnh các bộ phận động của

cơ thể như tạo ảnh phổi sử dụng khí 3He siêu phân cực, chụp ảnh động mạch và tĩnh mạch

Nếu so sánh với lịch sử 100 năm ra đời và phát triển của tia X, thì máy cộng hưởng từ mới được ứng dụng thực nghiệm rộng rãi trong khoảng 30 năm trở lại đây nên trong tương lai máy cộng hưởng từ chắc chắn sẽ còn tiếp tục phát triển nhằm hoàn thiện kĩ thuật tạo ảnh này

1.2 Nguyên lý tạo ảnh cơ bản của máy cộng hưởng từ

1.2.1 Cấu trúc nguyên tử

Hạt nhân nguyên tử được cấu tạo từ các proton (mỗi proton mang điện tích +1) và các neutron (không mang điện tích) Quay quanh hạt nhân là các electron (mang điện tích âm) Trong nguyên tử trung hòa về điện tích, số proton của hạt nhân bằng đúng số electron của nguyên tử đó

Hình 1.4: Kết cấu nguyên tử

Tất cả các “hạt” này đều chuyển động Neutron và proton quay quanh trục của chúng, electron quay quanh hạt nhân và quay quanh trục của chúng Sự quay của các “hạt” nói trên quanh trục của chúng tạo ra một momen góc quay gọi

là spin Ngoài ra, các hạt mang điện tích khi chuyển động sẽ sinh ra từ trường Vì proton có điện tích dương và quay nên nó tạo ra một từ trường, giống như một nam châm nhỏ, gọi là momen từ Trong điều kiện bình thường các momen từ định hướng phân tán làm chúng triệt tiêu nhau, nên người ta không ghi được tín hiệu gì của chúng

Cơ thể chúng ta có tỉ lệ chủ yếu nước (60-70%) Trong thành phần của phân

tử nước có hai nguyên tử Hydro Về mặt từ tính, nguyên tử Hydro là một nguyên

tử đặc biệt vì hạt nhân của chúng chỉ chứa 1 proton Do đó, nó có một momen từ lớn Điều đó dẫn tới một hệ quả là: nếu ta dựa vào hoạt động từ của các nguyên

tử Hydro để ghi nhận sự phân bố nước khác nhau của các mô trong cơ thể thì chúng ta có thể ghi hình và phân biệt được các mô đó Mặt khác, trong c ng một

cơ quan, các tổn thương bệnh lý đều dẫn đến sự thay đổi phân bố nước tại vị trí tổn thương, dẫn đến hoạt động từ tại đó sẽ thay đổi so với mô lành, nên ta c ng

sẽ ghi hình được các thương tổn

Ứng dụng nguyên lý này, MRI sử dụng một từ trường mạnh và một hệ thống phát các xung có tần số vô tuyến (RF: radio frequancy) để điều khiển hoạt động điện từ của nhân nguyên tử, mà cụ thể là nhân nguyên tử hydro có trong phân tử nước của cơ thể, nhằm bức xạ năng lượng dưới dạng các tín hiệu có tần

số vô tuyến Các tín hiệu này sẽ được một hệ thống thu nhận và xử lý điện toán

để tạo ra hình ảnh của đối tượng vừa được đưa vào từ trường đó

1.2.2 Spin trong từ trường

Spin là một tính chất đặc trưng tự nhiên thể hiện tính tự quay của các hạt

Sự quay này không bao giờ dừng, nó chỉ thay đổi hướng trục quay dưới một tác động nào đó từ bên ngoài, spin mang hệ số 1/2 và có thể là âm hoặc dương Proton, notron và electron đều có spin Mỗi một cặp electron không cặp đôi, proton và notron riêng biệt có spin

Ngoài ra proton còn có momen từ, tương tự như momen của thanh nam châm Do đó proton còn được coi là một thanh nam châm nhỏ có hai tính chất: là hạt mang điện dương và tự quay quanh trục của nó Theo vật lý học cổ điển, khi một điện tích quay nó sẽ tạo ra từ trường spin là một đại lượng biểu hiện sự quay này, và khi có spin các proton được xem xét như là một lưỡng cực Momen từ là một vector được đặc trưng bởi cường độ và hướng Cường độ và hướng của một

từ trường lưỡng cực được cho bởi một vector gọi là momen từ lưỡng cực Momen từ của proton được biểu diễn bởi một m i tên như Hình 1.5

Hình 1.5: Hướng của spin hạt nhân

Hai hoặc nhiêu hạt với spin có tín hiệu đối xứng nhau có thê kết hợp lại với nhau để tạo ra cùng một spin Trong cộng hưởng từ hạt nhân, các spin hạt nhân chưa ghép đôi đóng vai trò rất quan trọng

Spin ở đây là sự tự dao động xung quanh chính trục quay của nó và động năng spinning này sẽ tạo ra một momen từ theo hướng của trục spin Nhờ các đặc tính vật lý như vậy, khi đặt một vật thể vào trong một từ trường mạnh, các momen từ đang định hướng phân tán sẽ trở nên định hướng song song và đối song song

Hình 1.6: Sắp xếp proton trong từ trường

Khi không có từ trường ngoài, các vector spin của hạt nhân Hydro định hướng ngẫu nhiên trong không gian Chính vì thế tổng của tất cả các vector spin trong một mẫu thử nào đó là bằng không và không thể đo được

Hình 1.7: Các proton sắp xếp ngẫu nhiên trong điều kiện bình thường

Hạt nhân gồm các proton tích điện dương và các notron không mang điện liên kết với nhau thông qua lực hạt nhân Cả proton và notron đều có sự tương đồng về trọng lượng, và tương ứng lớn hơn khối lượng electron khoảng 1840 lần

Mô hình về lớp của hạt nhân cho chúng ta thấy rằng các nuclon giống như electron, lấp đầy các quỹ đạo Khi xuất hiện môi trường từ trường ngoài đồng nhất, các vector spin của hạt nhân Hydro sẽ định hướng cùng chiều hoặc ngược chiều với hướng của từ trường ngoài

Hình 1.8: Proton dưới tác động của từ trường

Khi số proton hay neutron bằng 2, 8, 20, 28, 50, 82 và 126 các quỹ đạo sẽ được lấp đầy Bởi các nucleon có spin, c ng giống như các electron, spin của chúng có thể ghép đôi khi các quỹ đạo được lấp đầy Hầu hết các nguyên tố trong bảng hệ thống tuần hoàn đều có một đồng vị với spin hạt nhân khác 0

Proton có trục quay cùng chiều với chiều tác động của từ trường, nó ở trạng thái năng lượng thấp và bền vững Khi proton có trục quay ngược chiều với chiều tác động của từ trường, nó ở trạng thái năng lượng cao, kém bền vững và có xu hướng giải phóng năng lượng để trở về trạng thái năng lượng thấp (cùng chiều với từ trường)

Theo lý thuyết lượng tử, proton chỉ có khả năng giải phóng hay hấp thụ một năng lượng vừa đủ để nó chuyển bật từ trạng thái năng lượng cao sang trạng thái năng lượng thấp và ngược lại (Hình 1.9) Năng lượng này là một quang tử (photon)

Hình 1.9: Khi có tác dụng của một từ trường ngoài B 0

Trong thực tế, proton không hề ở nguyên một trạng thái mà luôn tương tác với nhau (tương tác spin-spin) và với môi trường xung quanh (tương tác spin-lattice), giải phóng và hấp thu năng lượng để chuyển bật qua lại giữa các trạng thái Tuy nhiên nhìn tổng thể, số proton cùng chiều và ngược chiều với từ trường ngoài hoàn toàn ổn định

Trong các nguyên tố, Hydro là nguyên tố điển hình nhất và có cấu trúc hạt nhân đơn giản nhất (chỉ có một proton đơn không chứa neutron) Đây là nguyên

tố thích hợp nhất cho tạo ảnh cộng hưởng từ vì Hydro là nguyên tố phổ biến nhất trong cơ thể người, chủ yếu trong nước và mỡ và Hydro có độ nhạy cao nhất với cộng hưởng từ so với các nguyên tố khác

Bảng 1.1: Spin và hệ số hồi chuyển từ đối với một số nguyên tố

Hạt

nhân

Proton không ghép cặp

Neutron không ghép cặp

Spin mạng γ (MHz/T)

electron, các nucleon có spin, spin của chúng có thể tăng gấp đôi khi quỹ đạo đang trong quá trình được điền đầy và trung lập hóa

1.2.3 Tác dụng của xung RF

Sau khi đặt bệnh nhân vào trong một từ trường mạnh, các proton trong cơ thể sẽ sắp xếp theo hướng của từ trường ngoài Khi vector từ hóa (M0) song song với hướng của từ trường chính B0, sự nhiễm từ đạt tới cực đại trong vài giây và giữ ở mức này trừ khi nó bị tác động do thay đổi trong từ trường hoặc các xung

RF, nếu không có sự thay đổi từ trường ta không thể thu được tín hiệu do không thể phân biệt được vector từ hóa và vector từ trường chính Lúc này, ta đặt vào

hệ thống một xung RF có tần số đúng bằng tần số tiến động của các proton thì các proton này sẽ thay đổi trạng thái

Tại các mức lượng tử, các proton chuyển sang trạng thái năng lượng cao hơn Do đó, một số proton chuyển từ hướng song song sang đối song với từ trường chính Điều này làm cho vector từ hóa tổng M0 giảm đi, vector từ hóa sẽ chuyển động về phía mặt phẳng XY Góc nghiêng α của vector M0 so với mặt phẳng XY tuỳ thuộc vào cường độ và thời gian tồn tại xung RF

Hình 1.11: Trạng thái các proton khi tác động xung RF

Khi có xung kích thích RF, vector M0 nghiêng góc α so với mặt phẳng XY,

Khi đưa vào một xung RF có tần số đúng bằng tần số tiến động của momen

từ hạt nhân, hiện tượng cộng hưởng xảy ra Khi đó, tín hiệu thu được từ cơ thể là mạnh nhất Tần số cộng hưởng của hạt nhân được gọi là tần số Larmor

Tần số tiến động của hạt nhân có thể tính theo công thức:

(1.1)

Trong đó:

f là tần số tiến động Larmor hay tần số cộng hưởng

B0 là cường độ từ trường tính theo đơn vị Tesla

γ là tỉ số từ cộng hưởng và là một hằng số đồng nhất với mọi nguyên tử Với cường độ từ trường sử dụng trong hệ thống MRI chuẩn đoán trong khoảng 0,05 Tesla đến 2 Tesla, tần số cộng hưởng của H2 biến thiên từ 2,13 MHz đến 85 MHz

Hình 1.12: Ảnh hưởng của lực hấp dẫn và từ trường lên hạt nhân

Ngoài hạt nhân nguyên tử Hydro, các hạt nhân nguyên tử khác c ng 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

1.2.5 Các phương pháp mã hóa

 Gradient mã hóa pha

Gradient đồng thời c ng làm pha của momen từ của các nguyên tử thay đổi

Ở vị trí có từ trường càng lớn, thì tần số tiến động của các spin nguyên tử c ng lớn hơn, do đó nó chuyển động nhanh hơn, và sau một thời gian, pha của nó c ng

sẽ lớn hơn so với các spin nguyên tử ở vị trí mà có từ trường nhỏ hơn Như vậy, khi người ta bật gradient dọc theo một trục nào đó, thì độ dịch pha của các nguyên tử c ng biến đổi theo trục đó Và độ dịch pha phụ thuộc vào khoảng cách giữa vị trí của spin với trung tâm gradient từ trường Như vậy, để xác định vị trí tín hiệu, người ta đưa vào một gradient mã hóa pha, và nhờ gradient này, pha của các spin thay đổi dọc theo hướng của gradient

Khi gradient mã hóa pha được tắt đi, thì các nguyên tử lại tiếp tục chuyển động với tần số Larmor, nhưng sự khác pha giữa các nguyên tử thì vẫn như vậy

Độ sai khác pha này được d ng để xác định vị trí của nguyên tử (c ng như là của tín hiệu phát ra) theo một hướng của ảnh Độ dốc của gradient mã hóa pha xác định độ dịch pha Gradient càng dốc, thì độ dịch pha giữa hai điểm càng lớn và

độ phân giải ảnh theo trục mã hóa pha c ng tăng

Hình 1.13: Mã hóa pha bằng phương pháp gradient y

Gradient mã hóa pha được đưa vào ngay sau khi dừng phát xung kích thích Thông thường gradient mã hóa pha được bật trong vòng 4ms, và biên độ, c ng như chiều của gradient mã hóa pha được thay đổi theo từng bước mã hóa pha Mỗi đường ngang được xác định bởi một lượng dịch pha duy nhất

 Gradient mã hóa tần số

Một gradient từ trường được bật theo hướng mã hóa Tần số của các nguyên

tử theo hướng này c ng thay đổi, và sự thay đổi tần số này được sử dụng để xác định vị trí của các tín hiệu Gradient mã hóa tần số được bật trong suốt quá trình tín hiệu dội Do đó gradient mã hóa tần số còn được gọi là gradient thu tín hiệu (readout gradient) Gradient mã hóa tần số thường được bật trong vòng 8ms và tín hiệu dội thường được tập trung vào khu vực giữa của trên trục thời gian phát gradient mã hóa tần số Gradient mã hóa tần số phát ra theo hướng dương Độ dốc của gradient mã hóa tần số xác định kích thước của trường nhìn và do đó quyết định độ phân giải của ảnh Cộng hưởng từ có khả năng tạo ra các ảnh có chất lượng cao không phải bởi sự đòi hỏi phải có ch m năng lượng cao mà bởi một số lượng lớn proton xuất hiện trong cơ thể, tập trung chủ yếu ở nước và mỡ

Nếu ta cung cấp một tần số xung radio sóng điện từ (RF) tại tần số cộng hưởng này thì proton có thể hấp thụ năng lượng được cung cấp Tại trạng thái lượng tử, một proton đơn có thể chuyển mức năng lượng Với một đối tượng quan sát bên trong một hệ quy chiếu thực nghiệm (hệ quy chiếu tĩnh) vector từ hóa M0 (tương ứng với 6 triệu tỉ proton) sẽ chuyển động theo hình xoắn ốc xuống phía mặt phẳng XY Trong hệ quy chiếu này M0 sẽ bị lật nghiêng xuống Góc lật nghiêng α, là một hàm của cường độ và khoảng thời gian tồn tại của xung RF

Thời gian nghỉ của vector từ hóa Mz so với trạng thái cân bằng của nó là như nhau trong cả hệ quy chiếu thực nghiệm và hệ quy chiếu quay Cuộn dây cuốn quanh trục X sẽ cung cấp một từ trường dọc trục khi ta đưa vào trong đó dòng điện một chiều

Hình 1.14: Mã hóa tần số bằng phương pháp độ dốc x

Với độ dốc đã tắt (trái), chỉ nhận được một tần số duy nhất, tần số Larmor ω o Với độ dốc được bật (phải), một phổ tần số được nhận với mỗi cột được xác định bởi tần số duy nhất của nó

Khi hướng của dòng điện xuyên qua cuộn dây, một dòng điện xoay chiều sẽ tạo ra một từ trường biến thiên Có thể tạo ra từ trường ổn định dọc theo trục X‟của hệ quy chiếu quay quay quanh trục Z nếu ta di chuyển cuộn dây quanh hệ quy chiếu quay đồng nhất với hệ thống tại tần số Larmor hoặc quay khung theo tần số bằng tần số của dòng xoay chiều Từ trường tạo bởi dòng điện xoay chiều qua cuộn dây tại tần số Larmor gọi là từ trường B1 Khi dòng xoay chiều đi qua cuộn dây thay đổi trạng thái bật, tắt sẽ tạo ra một từ trường có dạng xung dọc theo trục X'

Một xung 900 là một xung có thể làm quay vector từ hóa đi một góc 900theo chiều kim đồng hồ xung quanh trục X' Một xung 900 làm quay vector độ từ hóa ở trạng thái cân bằng xuống trục Y' Trong hệ quy chiếu tĩnh, độ từ hóa cân bằng, đi theo đường xoáy chôn ốc xung quanh trục Z và giảm dần đến mặt phẳng

XY Qua đây ta có thể thấy tính hữu dụng của hệ quy chiếu quay trong việc giải thích đáp ứng của vector độ từ hoá (bản chất là các spin) trước sự tác động của các kích thích xung từ trường bên ngoài

Xung 180o sẽ làm quay vector từ hóa đi một góc 180o Xung 180o làm quay vector từ hóa đang từ vị trí cân bằng xuống nửa âm của trục Z Độ từ hóa ở bất

kỳ hướng nào, sẽ đáp ứng lại tùy thuộc vào biểu thức quay Ví dụ, một vector độ

từ hóa mạng lưới dọc theo trục Y' sẽ nằm dọc theo trục -Y' nếu ta đưa vào 1 xung

180o dọc theo trục X'

 Mã hóa không gian ba chiều

Đôi khi chúng ta mong muốn để tạo hình ảnh toàn bộ một khối chứ không chỉ là một số các lát riêng lẻ, vì tập dữ liệu nguồn thu được sẽ được xử lý sau, ví

dụ, để tạo ra sự tái tạo trong các mặt phẳng khác nhau Mong muốn có được những lát mỏng mà không bị chìm tín hiệu MR trong nhiễu

Nếu chúng ta muốn kích thích toàn bộ khối thay vì chỉ một lát, chúng ta cần một bước bổ sung để mã hóa thông tin không gian theo hướng thứ ba (z) Đây là thông tin được cung cấp bởi gradient - select khi một lát duy nhất được quét Trong hình ảnh khối lượng, vị trí không gian của tín hiệu dọc theo hướng z được

mã hóa bằng cách áp dụng một gradient mã hóa pha bổ sung, một gradient z Như với gradient mã hóa pha dọc theo trục y, số lần lặp lại được thực hiện với các giá trị khác nhau của gradient xác định hình ảnh độ phân giải theo hướng z, tương ứng với độ dày lát cắt trong hình ảnh 2D Việc tính toán hình ảnh âm lượng thậm chí còn tốn thời gian hơn bởi vì biến đổi Fourier ba chiều (3D-FT) có thêm biến đổi theo hướng z phải được thực hiện 3D-FT mang lại tập dữ liệu 3D của một khối không có khoảng trống xen kẽ mà từ đó tái cấu trúc trong bất kỳ mặt phẳng hoặc hình chiếu nào c ng có thể được tạo ra với sự trợ giúp của các thuật toán tái thiết phù hợp Những kỹ thuật này rất hữu ích cho chụp động mạch

MR Hạn chế lớn của hình ảnh âm lượng là nó có thể kéo dài quá mức thời gian quét do mã hóa không gian theo hướng x và y phải được thực hiện cho từng bước

mã hóa pha dọc theo trục z

1.2.6 Các quá trình hồi phục

 Thời gian hồi giãn dọc T1

Khi có một từ trường ngoài B0 thật mạnh tác động vào, các proton trong môi trường bắt đầu định lại trục quay của chính mình cho phù hợp với hướng tác động của từ trường Theo quy ước, chúng ta xem như hướng tác động này là

hướng của trục z Trục quay của các proton có thể hướng cùng chiều với trục z hoặc ngược chiều với z Số proton có trục hướng cùng chiều với z chỉ nhiều hơn chút ít so với số proton hướng ngược chiều trong mỗi triệu proton Tuy khác biệt này rất nhỏ nhưng do số lượng proton trong cơ thể rất lớn (có ý nghĩa nhất là các proton nằm trong nước và mỡ), chúng vẫn tạo ra một từ trường nhỏ gọi là độ từ hóa thực M0 có hướng vector (hướng tác động) cùng chiều với chiều vector

B0 (Hình 1.15)

Hình 1.15: Độ từ hóa thực M 0 hướng theo trục z

Trong bối cảnh này, độ từ hóa thực c ng chính là độ từ hóa dọc Khi phát ra một xung kích thích RF quay quanh trục z có tần số quay bằng với tần số quay của proton, từ trường B1 do xung RF tạo ra sẽ kéo vector M0 lệch khỏi trục z một góc lật a Khi a = 900, vector M0 bị lật hoàn toàn vào mặt phẳng xy, tạo thành độ

Trong quá trình hồi giãn dọc, vector từ hóa dọc lớn dần, lúc đầu thật nhanh nhưng về sau chậm dần cho đến độ lớn tối đa của nó là M0 Nghĩa là quá trình hồi giãn dọc xảy ra từ từ, ban đầu nhanh rồi dần dần chậm lại Để cho dễ hình dung, người ta thường mô tả quá trình hồi giãn dọc bằng một đường cong cho thấy mức độ hồi phục của vectơ từ hóa dọc theo thời gian (Hình 1.16) Đường

cong này cho thấy rằng hơn phân nửa độ lớn của vector từ hóa dọc được hồi phục rất nhanh, và người ta chọn thời gian hồi phục được khoảng 63% độ lớn của M0làm thời gian tiêu biểu cho quá trình hồi phục này và gọi nó là thời gian hồi giãn dọc hay thời gian T1

Hình 1.16: Đường cong mô tả thời gian hồi giãn dọc

Hình 1.16 c ng cho thấy rằng khôi phục hoàn toàn M0 cần phải mất một khoảng thời gian gấp bốn đến năm lần thời gian T1 Do vậy trong thực tế, T1 được dùng thay cho thời gian hồi giãn dọc thực sự Nếu dùng đơn vị đo là ms (mili-giây), thời gian T1 có giá trị từ khoảng 100 ms đến 3000 ms (3 giây)

Mối liên hệ giữa độ lớn của vectơ từ hóa dọc với thời gian T1 là thời gian khôi phục được khoảng 63% độ lớn so với độ từ hóa thực M0 Sau khi mất thêm một khoảng thời gian T1 nữa (2T1), vectơ từ hóa dọc khôi phục được khoảng 86% Thực tế, để khôi phục hoàn toàn độ từ hóa dọc phải mất một khoảng thời gian gấp bốn hoặc năm (4T1 hoặc 5T1) lần T1

Với một từ trường có cường độ nhất định, mỗi mô trong cơ thể đều có một thời gian T1 khá đặc trưng Trong các mô khác với mô mỡ, thời gian này thường phụ thuộc vào tỷ lệ giữa nước tự do và nước t : nước tự do càng nhiều, thời gian T1 càng dài vì sự chuyển động của các phân tử nước làm cho các proton khó định hướng lại trục quay của mình dưới tác dụng của từ trường ngoài Chẳng hạn với từ trường 1,5 Tesla, thời gian T1 của dịch não tủy (nhiều nước tự do) có thể xấp xỉ 2400 ms, trong khi đó thời gian T1 của các mô mềm như chất trắng và chất xám thường không quá 1000 ms Bảng 1.2 trình bày các giá trị thời gian T1 ghi nhận được của các mô khác nhau trong một nghiên cứu được tiến hành và so sánh giữa các từ trường 0,5 và 1,5 Tesla

Bảng 1.2: Giá trị T1 tính bằng đơn vị ms (mili-giây) của các mô khác nhau

Theo chiều hướng đó, các loại dịch tiết trong cơ thể như dịch khớp và mủ

có thời gian T1 dài hơn so với T1 của các mô mềm Tuy nhiên nếu so với các dịch thấm như dịch não tủy và nước tiểu chẳng hạn, thời gian T1 của loại dịch thấm thường dài hơn đáng kể so với các loại dịch tiết vì chúng chứa rất ít các phân tử lớn

C ng cần ghi nhận rằng nước tự do trong máu c ng khá lớn nên T1 của máu không ngắn hơn nhiều so với T1 của dịch não tủy Tuy nhiên do ảnh hưởng mạnh của dòng chảy trong máu nên thời gian T1 của máu không còn được dùng làm một tham số đặc trưng như trong các cấu trúc tĩnh Các phần tiếp theo sẽ bàn luận chi tiết về hiệu ứng dòng chảy (flow effect) và những ứng dụng của nó trong lĩnh vực cộng hưởng từ tim mạch

Hình 1.17: Ảnh T1 mỗi quan hệ độ sáng của mô

Trong các ứng dụng lâm sàng, khác biệt thời gian T1 giữa các mô thường được tận dụng để tạo hình cộng hưởng từ, cho phép chúng ta phân định rõ ranh giới giữa chúng Nghĩa là trên hình cộng hưởng từ, các mô có thời gian T1 khác nhau càng lớn thì mức độ trắng đen giữa chúng càng rõ mà theo cách nói trong

nghề “hình ảnh”, chúng có độ tương phản (contrast) cao Hình cộng hưởng từ sử dụng mức độ khác biệt T1 của các mô để tạo độ tương phản được gọi là hình trọng T1 (T1-weighted image) Hình 1.17 là một hình trọng T1 cho thấy rõ cấu trúc các mô (chất trắng, chất xám, mô mỡ).

 Thời gian hồi giãn ngang T2

Khi tắt xung kích thích, độ từ hóa ngang đang quay quanh trục z với tần số quay bằng tần số quay của các proton Do hiện tượng cảm ứng điện từ, độ từ hóa ngang này tạo ra một tín hiệu cộng hưởng từ có thể đo được bằng các thiết bị ghi nhận thích hợp sau:

- Quá trình hồi giãn ngang, trong đó độ từ hóa ngang giảm dần độ lớn rồi mất hẳn

- Do độ từ hóa ngang giảm dần, tín hiệu cộng hưởng từ c ng giảm dần rồi mất hẳn Đây được gọi là hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID

Hình 1.18: Hiện tượng suy giảm cảm ứng tự do FID

Trong khi cơ chế của quá trình hồi giãn dọc là sự tương tác giữa proton với môi trường (tương tác spin-lattice) xảy ra dưới tác dụng của từ trường ngoài B0,

cơ chế của quá trình hồi giãn ngang lại do tương tác giữa các proton với nhau (tương tác spin-spin) Lúc đầu các proton quay cùng pha, tạo ra một “sức mạnh tổng hợp” tối đa Theo thời gian, các proton quay gần nhau có thể “đụng nhau” (tác động từ tính qua lại) khiến cho chúng dần lệch pha, làm giảm bớt đi sức mạnh tổng hợp của chúng Nghĩa là vectơ từ hóa ngang lúc này nhỏ hơn so với lúc đầu

Tương tự như quá trình hồi giãn dọc, người ta c ng mô tả quá trình hồi giãn ngang bằng một đường cong (Hình 1.19) Đường cong này cho thấy mức độ hồi giãn ngang, tức là sự suy giảm của vectơ từ hóa ngang, lúc đầu xảy ra khá nhanh rồi chậm dần Ở đây, thời gian hồi giãn ngang hay thời gian T2 được tính là khoảng thời gian để vector từ hóa ngang giảm đi khoảng 63% độ lớn của mình hay nói cách khác, nó chỉ còn khoảng 37% độ lớn

Hình 1.19: Đường cong mô tả thời gian hồi giãn ngang

So với thời gian T1, thời gian T2 của các mô cơ thể thường ngắn hơn nhiều

Vì thời gian T2 biểu thị tốc độ suy giảm tín hiệu, giá trị T2 trong bảng so sánh độ suy giảm tín hiệu của các mô khác nhau Với các mô có thời gian T2 ngắn, tín hiệu sẽ suy giảm nhanh và ngược lại với các mô có thời gian T2 dài, tín hiệu sẽ tồn tại lâu hơn Do vậy theo (Bảng 1.3), gan là mô có tín hiệu suy giảm nhanh nhất; dịch não tủy là mô có tín hiệu suy giảm lâu nhất

Bảng 1.3: Giá trị T2 tính theo đơn vị ms (mili-giây) của các mô

nguyên nhân làm cho các proton bị lệch pha ngoài nguyên nhân tương tác trực tiếp giữa các proton đã nêu

Cụ thể, thời gian T2, tương tự như T1, c ng phụ thuộc vào tỷ lệ nước tự do/ nước tù trong các mô Tuy nhiên sự phụ thuộc này lại có nguồn gốc từ sự không đồng nhất của từ trường cục bộ vừa nêu Nước tự do có các phân tử chuyển động nhanh nên các proton của chúng ít bị tác động bởi tình trạng không đồng nhất của

từ trường cục bộ xung quanh Ngược lại nước tù với các phân tử bị giữ chặt bởi các phân tử lớn khiến chúng dễ bị tác động của từ trường cục bộ này, làm ngắn thời gian T2 của những mô có lượng nước tù nhiều Vỏ xương là một thí dụ rõ nhất Tín hiệu của vỏ xương hầu như không có do vỏ xương hầu như không có nước tự do Nước có mặt trong vỏ xương đều là nước tù và bị giữ quá chặt khiến cho thời gian T2 của vỏ xương cực ngắn và hầu như trong mọi chuỗi xung đều không ghi nhận được tín hiệu cộng hưởng từ

Hình 1.20: Ảnh T2 mỗi quan hệ độ sáng của mô

Như vậy, dù căn nguyên là gì đi chăng nữa, cả thời gian T1 và T2 đều phụ thuộc vào tỷ lệ giữa nước tự do và nước tù của các mô Nhận xét vừa nêu cho phép chúng ta khẳng định rằng trong thực tế, các mô có thời gian T1 dài thường

c ng có thời gian T2 dài và ngược lại

 Thời gian hồi giãn ngang 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 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 trúc 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 trúc của một

cơ quan thì cấu trúc c ng không đồng nhất, dẫn đến phân bố từ trường c ng không đồng nhất và hiện tượng lệch pha

Hình 1.21: Tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân suy giảm nhanh hơn theo T2*

Về bản chất, thư duỗi T2* giống T2 ở chỗ c ng 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 v ng 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 Khi mà từ trường càng đồng nhất thì giá trị của T2* càng gần T2

T2 và T2* liên quan đến nhau theo công thức:

TE-Time echo là khoảng thời gian từ khi bắt đầu giãn ngang cho tới khi lấy tín hiệu Tín hiệu MR phụ thuộc rất nhiều vào TR và TE Sau mỗi xung kích thích, biên độ từ hóa ngang của cả hai loại mô đều như nhau

Hãy xét hai mô A và B là hai mô có thời gian T1 khác nhau Nếu ta để TR quá dài, thì kể cả khi mô A có thời gian giãn T1 lớn hơn nhiều so với mô B, thì

cả hai mô A và B đều giãn hoàn toàn được trước khi có xung RF tiếp theo Như vậy thì đến khoảng thời gian giãn T2, biên độ của từ tổng ngang ban đầu sẽ là giống nhau đối với cả hai mô sau mỗi xung kích hoạt

Xét khi TR rất dài, khi ảnh hưởng của T1 lên độ tương phản của mô hầu như không còn nữa, nếu như ta để TE đủ lớn, thì các mô có thời gian giãn T2 khác nhau sẽ tạo nên độ tương phản giữa các mô Thế nhưng nếu như T2 mà quá lớn, thì tín hiệu sẽ lại không còn nữa

Hình 1.22: Các loại ảnh trọng lượng với TR và TE khác nhau

1.3 Các yếu tố của ảnh

1.3.1 Trường Gradient

Trong tạo ảnh MR, tần số tiến động của các phân tử liên hệ trực tiếp với cường độ từ trường Trong một môi trường từ trường đồng nhất, các phân tử được kích thích bởi một xung RF sẽ không cung cấp thông tin về vị trí không gian của chúng Một cách để xác định vị trí tín hiệu proton tại một vùng không gian là làm cho tần số cộng hưởng của nó thay đổi theo vị trí Công cụ để thực hiện điều này chính là trường gradient Về cơ bản, trường gradient là một từ

trường nhỏ được đặt trong từ trường chính để tạo ra sự sai lệch cường độ từ

trường theo một hướng xác định Trường gradient được sử dụng phổ biến trong cộng hưởng từ hạt nhân là trường gradient tuyến tính một chiều

Hình 1.23: Trường Gradient biển đổi đều

Trường gradient áp dụng lên các trục x, y, z lần lượt được kí hiệu là Gx,

Gy, Gz Độ lớn của trường gradient biến thiên tuyến tính từ -G đến +G Vị trí mà trường gradient bằng không gọi là vị trí trung tâm (isocenter) Tùy theo các phương khác nhau mà trường gradient lại có tác dụng khác nhau bao gồm: chọn lớp cắt, mã hóa pha và mã hóa tần số

1.3.2 Pixel, Voxel và FOV

Ảnh MR là một loại ảnh 2D mà thông tin được lấy từ một lớp cắt 3D Ảnh 2D được cấu tạo từ những vi phần tử gọi là pixel Nếu trên một lớp cắt có độ dày nào đó, vi phần từ đó được gọi là voxel