Nguyên lý tạo ảnh của thiết bị cộng hƣởng từ hạt nhân,ứng dụng, chụp ảnh khuếch tán

Theo đó, luận văn được chia thành 6 chương với nội dung tóm tắt như sau. Chương I: Trình bày nguyên lý cơ bản của MRI, cung cấp những kiến thức nền tảng ban đầu.

TỔNG QUAN

Hiện nay, cả nước có khoảng 30 hệ thống MRI với cường độ từ trường ngoài từ 1.5T trở xuống, trong đó bao gồm các hệ thống MRI siêu dẫn.

Máy MRI (1T và 1.5T) chiếm khoảng 1/3 tổng số máy MRI tại Việt Nam, chủ yếu tập trung ở hai thành phố lớn là Hà Nội với 4 máy và TP Hồ Chí Minh với 6 máy Ảnh MRI có giá trị chẩn đoán cao, đáp ứng nhu cầu sử dụng ngày càng lớn trong y tế hiện nay.

Hệ thống MRI chủ yếu được vận hành bởi các kỹ thuật viên, bên cạnh một số bác sĩ Hiện nay, Đại học Bách Khoa Tp Hồ Chí Minh là một trong những cơ sở đào tạo chuyên về MRI.

Ngành Vật lý kĩ thuật và các khoa chẩn đoán hình ảnh tại các đại học Y hiện đang thiếu tài liệu tham khảo tiếng Việt, chủ yếu chỉ có các tài liệu dịch thuật nội bộ với thông tin cơ bản Điều này gây khó khăn cho sinh viên, kỹ thuật viên và bác sĩ trong việc tiếp cận các khía cạnh kỹ thuật và ứng dụng của MRI, do tính chất phức tạp của công nghệ này.

Luận văn này nhằm hướng tới sinh viên ngành Vật lý kĩ thuật, các kĩ thuật viên và bác sĩ trong lĩnh vực MRI, với mục tiêu cung cấp tài liệu tham khảo hữu ích và tạo điều kiện thuận lợi cho việc tiếp cận các kĩ thuật mới Đề tài được chọn nhờ vào sự hỗ trợ chuyên môn từ các kĩ sư dày dạn kinh nghiệm và sự hợp tác từ các bác sĩ đã làm việc với MRI trong nhiều năm, đồng thời đáp ứng nhu cầu thực tiễn trong việc tìm hiểu hệ thống về MRI.

Theo đó, luận văn được chia thành 6 chương với nội dung tóm tắt như sau

Chương I: Trình bày nguyên lý cơ bản của MRI, cung cấp những kiến thức nền tảng ban đầu

Chương II: Trình bày quy trình mã hóa để tạo ra ảnh MRI

Chương III trình bày các phương pháp cơ bản và nâng cao để ghi nhận tín hiệu cộng hưởng từ, bao gồm phân tích ưu và nhược điểm của từng phương pháp cùng với các ứng dụng thực tiễn của chúng.

LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP HCM

Chương IV trình bày về chất lượng hình ảnh MRI, bao gồm các yếu tố ảnh hưởng đến chất lượng ảnh, mối liên hệ giữa các yếu tố này, các loại xảo ảnh có thể xảy ra và phương pháp khắc phục chúng.

Chương V: Trình bày tổng quan về phần cứng của một hệ thống MRI tiêu biểu

Chương VI trình bày nguyên lý của ảnh MRI khuếch tán (DWI) và ứng dụng của nó trong việc chụp ảnh bệnh lý não Đặc biệt, phương pháp này rất hữu ích trong việc phát hiện đột quỵ và chẩn đoán phân biệt giữa u và viêm DWI giúp cung cấp thông tin chi tiết về tình trạng mô não, từ đó hỗ trợ bác sĩ trong việc đưa ra quyết định điều trị chính xác.

Trong thời đại công nghiệp hiện nay, nguy cơ đột quỵ ngày càng gia tăng, đe dọa sức khỏe cộng đồng Đột quỵ có thể gây ra nhiều hậu quả nghiêm trọng, bao gồm tổn thương não gây liệt nửa người (50%), liệt tứ chi và rối loạn thị giác do tổn thương thân não (25%), cũng như các khiếm khuyết khác Thậm chí, đột quỵ có thể dẫn đến tử vong, với khoảng 20% trường hợp tử vong trong vòng một tháng và 5-10% trong vòng một năm.

Việc phát hiện sớm đột quỵ là rất cần thiết để can thiệp kịp thời, giảm thiểu hậu quả xấu DWI là công cụ hiệu quả trong chẩn đoán sớm các bệnh lý não, đặc biệt là đột quỵ Tại Tp Hồ Chí Minh, chỉ có một số bệnh viện lớn như Nhân Dân 115, Chợ Rẫy và Đại học Y Dược thực hiện được DWI Trong khi đó, DTI, một phương pháp phát hiện bệnh lý về chất trắng, hiện chưa có cơ sở y tế nào áp dụng do hạn chế về kỹ thuật và nhân lực.

NỘI DUNG

NGUYÊN LÝ CƠ BẢN CỦA MRI

1.1.1 Lịch sử phát triển của cộng hưởng từ hạt nhân 1,2,3

Kỹ thuật chụp ảnh cộng hưởng từ hạt nhân (MRI) ra đời sau Thế chiến II và đã có nhiều khám phá quan trọng Tuy nhiên, MRI cũng kế thừa nhiều phát minh vĩ đại trước đó của nhân loại.

Baptiste Joseph Fourier (Pháp) đặt nền tảng cho biến đổi toán học của tín hiệu MRI bằng phép biến đổi mang tên ông

1831: Michael Faraday (Anh) bằng phát minh ra định luật cảm ứng điện từ, đã đặt nền tảng cho việc thu nhận tín hiệu MRI

1911: Ernest Rutherford đưa ra mô hình hạt nhân nguyên tử

1913: Niels Bohr (Đan Mạch) mở đầu kỉ nguyên cơ học lượng tử

Với nền tảng vững chắc đó, MRI đã được hình thành bằng những điểm sáng:

Năm 1946, Felix Bloch từ Đại học Stanford và Edward M Purcell từ Đại học Harvard đã độc lập phát hiện ra hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân Cả hai nhà khoa học đã được trao giải Nobel Vật lý vào năm 1952 cho công trình nghiên cứu quan trọng này.

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

Between 1966 and 1975, Richard R Ernst developed a two-dimensional Fourier transformation method that enabled the construction of MRI images from collected signals His groundbreaking work in Magnetic Resonance Imaging (MRI) and the Free Induction Decay (FID) phenomenon significantly advanced medical imaging technology.

LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP HCM cũng là tác giả của góc Ernst tối ưu trong phương pháp GRE i

1971: Paul C.Lauterbur xác định được vị trí không gian của vật mẫu, là người đầu tiên đề ra việc áp dụng các vector gradient G X , G Y , G Z

1973: Paul C Lauterbur cho ra mắt ảnh MRI đầu tiên

Vào ngày 3 tháng 6 năm 1977, lúc 4 giờ 45 phút sáng, Raymond V Damadian và cộng sự đã phát minh ra máy MRI toàn thân đầu tiên, đánh dấu bước ngoặt quan trọng trong lĩnh vực y tế khi MRI không còn bị giới hạn trong phòng thí nghiệm Cùng năm đó, Peter Mansfield phát hiện ra kỹ thuật EPI, cho phép chụp ảnh chỉ trong 30 mili giây.

Năm 1987, kỹ thuật EPI được áp dụng để ghi lại video thời gian thực của một chu kỳ tim đập Cùng năm, Charles Dumoulin đã thành công trong việc chụp ảnh MRA iii, cho phép quan sát dòng máu trong não mà không cần sử dụng tác nhân tương phản.

Năm 1993, MRI chức năng đã được phát triển, mở ra khả năng chụp ảnh chức năng của các vùng não khác nhau Từ đó, EPI không chỉ giữ vai trò trong việc thu ảnh thời gian thực mà còn mở rộng nhiều ứng dụng mới.

Xét về quá trình phát triển của phần cứng, ta có thể tóm tắt:

Thập niên 70 là quá trình MRI phát triển giới hạn trong phòng thí nghiệm

Từ thập niên 80 đến đầu thập niên 90, quá trình hoàn thiện cuộn thu phát sóng RF IV, cuộn Gradient và nam châm chính đã diễn ra Thời gian bật-tắt của các cuộn gradient được cải thiện nhanh chóng, góp phần vào việc phát triển các chuỗi xung nâng cao với nhiều ứng dụng thực tiễn.

The magnetic component exhibits high uniformity and an increasing magnetic field strength Key terms include GRE (Gradient Echo), EPI (Echo Planar Imaging), MRA (Magnetic Resonance Angiography), and RF (Radio Frequency).

Từ thập niên 90 đến nay, sự tiến bộ trong công nghệ máy tính đã dẫn đến việc phát triển các chương trình điều khiển tiên tiến, giúp cải thiện hiệu quả trong việc thu nhận, xử lý và lưu trữ dữ liệu.

1.1.2 Cơ sở vật lý: Định luật cảm ứng Faraday Định luật cảm ứng Faraday (hay còn gọi là định luật Faraday-Lenz) cho biết mối liên hệ giữa biến thiên từ thông trong diện tích mặt cắt của một vòng kín và điện trường dọc theo vòng đó Định luật cảm ứng Faraday được phát biểu như sau:

Sức điện động cảm ứng xuất hiện khi từ trường xung quanh vật dẫn điện thay đổi, và độ lớn của nó tỷ lệ thuận với sự biến thiên của từ thông qua vòng mạch điện.

Dạng vi phân, tính theo từ trường B:

Trong trường hợp của một cuộn dây có N vòng

Nhờ định luật cảm ứng Faraday mà tín hiệu MRI được thu nhận thông qua một cuộn thu như hình 1.2

1.1.3 Cơ sở toán học: Phép biến đổi Fourier 2

Biến đổi Fourier (FT i) là phương pháp toán học cho phép chuyển đổi dữ liệu từ miền thời gian sang miền tần số Bất kỳ hàm số nào cũng có thể được phân tách thành tổng hoặc tích phân của nhiều hàm sin cơ sở, mỗi hàm được nhân với các hằng số khác nhau.

Nếu gọi X(f) là biến đổi Fourier của hàm x(t) thì ta có công thức:

Hàm x(t) ở miền thời gian cũng có thể được tính bằng phép biển đổi ngược của hàm X(f) ở miền tần số như sau:

Trong tọa độ cực, biến đổi Fourier được biểu diễn bởi: trong đó là thành phần biên độ và là thành phần pha tương ứng bới tần số f

Cột đầu tiên trong hình 1.3 mô tả vector từ hóa mạng với cường độ A và các góc pha khác nhau Qua cuộn thu, một thành phần của vector này (thành phần X) được thu nhận và tạo ra một sóng sin, với góc pha của vector quyết định góc pha ban đầu của tín hiệu sin Tín hiệu này, được thể hiện ở cột II, gọi là tín hiệu ở miền thời gian Phép biến đổi Fourier của tín hiệu này dẫn đến đồ thị phần thực (R ii ) và phần ảo (I iii ) tại cột III, thể hiện tín hiệu ở miền tần số.

Hình 1.3 – Biến đổi Fourier của tín hiệu sin Đồ thị phần thực và phần ảo được chuyển sang đồ thị biên độ - pha theo công thức sau: và

Hình 1.4 – Biến đổi từ đồ thị phần thực – phần ảo sang đồ thị biên độ - pha

Biến đổi Fourier của xung vuông trong miền thời gian tạo ra hàm sinc trong miền tần số, với biên độ tối đa của hàm sinc tỷ lệ thuận với diện tích của xung vuông (A*T) Ngược lại, biến đổi Fourier của hàm sinc trong miền thời gian sẽ tạo ra một xung vuông trong miền tần số, và chu kỳ của sóng sinc này tỷ lệ nghịch với băng thông của xung vuông Hàm sinc trong miền thời gian được sử dụng làm sóng mang cho sóng RF, giúp chọn lớp cắt và quyết định độ dày của lớp cắt đó.

1.2 Hạt nhân trong từ trường 2,4,5,6

Hạt nhân nguyên tử bao gồm proton và neutron, với số lượng tử spin của cả hai loại hạt này đều bằng ½ Tùy thuộc vào việc các spin của các nucleon có cặp đôi hay không, hạt nhân có thể có số lượng tử spin hạt nhân I bằng không hoặc khác không Cụ thể, nếu tất cả các nucleon đều cặp đôi, thì I = 0; nếu có một nucleon không cặp đôi, thì I = ½; và nếu có nhiều nucleon không cặp đôi, thì I > 1.

Một số quy tắc kinh nghiệm để phỏng đoán số lượng tử spin hạt nhân:

I = 0 đối với các hạt nhân chứa số proton chẵn và số neutron cũng chẵn

Ví dụ các hạt nhân 16 O, 12 C, 32 S …

I = số nguyên (1, 2, 3, … ) đối với hạt nhân chứa số proton lẻ và số neutron cũng lẻ Ví dụ các hạt nhân 14 N, 10 B, 2 D, …

I = nửa số nguyên (1/2, 3/2, 5/2, … ) đối với các hạt nhân có số proton chẵn, số neutron lẻ hoặc ngược lại Ví dụ các hạt nhân 1 H, 19 F, 13 C, 31 P,

MÃ HÓA KHÔNG GIAN VÀ TÁI TẠO ẢNH

Trong tạo ảnh MRI, tần số tiến động của các phân tử liên quan trực tiếp đến cường độ từ trường Trong môi trường từ trường đồng nhất, các phân tử không cung cấp thông tin về vị trí không gian Để xác định vị trí tín hiệu proton, cần thay đổi tần số cộng hưởng theo vị trí, và trường gradient là công cụ thực hiện điều này Trường gradient, một từ trường nhỏ trong từ trường chính, tạo ra sự sai lệch cường độ từ trường theo hướng xác định, thường là trường gradient tuyến tính một chiều.

Trường gradient trong MRI được ký hiệu lần lượt là Gx, Gy, Gz và có độ lớn biến thiên tuyến tính từ -G đến +G Vị trí trung tâm, hay isocenter, là điểm mà trường gradient bằng không Tùy thuộc vào phương pháp sử dụng, trường gradient có tác dụng khác nhau, bao gồm việc chọn lớp cắt, mã hóa pha và mã hóa tần số.

2.2 Pixel, Voxel và FOV i Ảnh MRI 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

Trường nhìn (FOV) – thông thường là một hình vuông – là khoảng không gian i FOV: Field Of View

Hình 2.1 – Trường Gradient biển đổi đều

LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP HCM giới hạn (có thể thay đổi được) chứa đầy đủ thông tin của vùng cần thăm khám

MRI cho phép quan sát hình ảnh của các lớp cắt ở bất kỳ vị trí và góc độ nào Điều này được thực hiện nhờ vào các gradient chọn lớp cắt, mà trong đó vector gradient tạo ra các tần số cần thiết.

Larmor khác nhau trên các lớp cắt khác nhau

Để chọn một lớp cắt trong hình ảnh y học, cần xác định tần số sóng RF tương ứng với tần số Larmor của lớp cắt mong muốn Quan trọng là vector gradient phải vuông góc với lớp cắt đó Các vector G x, G y, và G z đều có vai trò tương đương trong việc xác định lớp cắt, và lớp cắt xiên là sự kết hợp của cả ba vector gradient này.

Hình 2.4 – Chọn lớp cắt bằng một giá trị tần số xác định

Sóng RF với tần số Larmor được bao bởi sóng mang có dạng sinc(x) (sinx)/x, trong đó tần số Larmor xác định vị trí lớp cắt Độ dày của lớp cắt được quyết định bởi băng thông Δf của sóng mang và cường độ gradient Gs theo công thức liên quan.

Tùy thuộc vào độ dày lớp cắt, có thể điều chỉnh thông số G s hoặc cả hai thông số G s và Δf Thông thường, khi lớp cắt có độ dày từ 3 – 10 mm, việc hiệu chỉnh G s là cần thiết.

Hình 2.3 – Tần số Larmor biến đổi khi có trường

Khi lớp cắt nhỏ hơn 3 mm, giá trị Δf sẽ giảm Lớp cắt mỏng hơn sẽ làm tăng Gs, trong khi lớp cắt dày hơn sẽ cải thiện cường độ tín hiệu thu được, dẫn đến tỉ số tín hiệu trên nhiễu cao hơn Tuy nhiên, điều này cũng đồng nghĩa với việc độ tương phản sẽ giảm.

Thực tế là không phải bộ phận nào cần chụp cũng nằm dọc theo một trong ba trục

X, Y, Z Điều này tạo ra một khái niệm về lớp cắt xiên Khi đó quá trình mã hóa không gian là sự kết hợp cùng lúc các trường gradient theo ba trục để tạo ra lớp cắt, mã hóa pha và mã hóa tần số Hình minh họa dưới đây là một ví dụ về lớp cắt xiên:

- Gradient mã hóa tần số : Gx = G f

Hình 2.5 – Ví dụ về mã hóa không gian của mặt cắt xiên

2.5 Mã hóa pha và mã hóa tần số

Sau khi chọn lớp cắt, bước tiếp theo là phân biệt vị trí của các voxel khác nhau trên lớp đó Để đạt được điều này, chúng ta sử dụng trường gradient mã hóa pha và trường gradient mã hóa tần số.

Cơ chế của hai trường gradient này hoạt động như sau: Sau khi kích xung RF, mọi vector spin trong lớp cắt đều tiến

Hình 2.6 – Mã hóa pha và mã hóa tần số

Trong luận văn tốt nghiệp tại Trường Đại học Bách Khoa TP HCM, nghiên cứu về gradient mã hóa pha cho thấy các vector spin tiến động với tần số khác nhau tùy theo vị trí trong trường gradient Cụ thể, những điểm ở phần âm có tần số suy giảm, trong khi những điểm ở phần dương có tần số được tăng cường Khi gradient mã hóa pha ngừng hoạt động, các vector spin lại tiến động với cùng tần số nhưng pha đã thay đổi Khi thu nhận tín hiệu, gradient mã hóa tần số được áp dụng tương tự, dẫn đến mỗi voxel mang một đặc trưng tần số và pha riêng Tuy nhiên, tín hiệu MRI thu được là tổng hợp của tất cả tín hiệu trong lớp cắt, không phải từ các voxel riêng lẻ.

Hình 2.7 – Quy trình mã hóa pha và mã hóa tần số

2.6 Ví dụ về tính toán G S , G P , G f cho một lớp cắt

Ví dụ này sử dụng B o = 0.95T, tương ứng với tần số Larmor của H là 40.46 MHz

Ta dựa vào giả thiết lớp cắt 10 mm sử dụng G S = 2.4

Các thông số kĩ thuật: Độ dày lớp cắt: ST i = 4mm

Vị trí lớp cắt: 0mm -8mm -16mm Cường độ gradient GS cho lớp cắt 4mm:

Băng thông của sóng RF:

Gradient chọn lớp cắt làm tần số dịch chuyển 1022Hz trên mỗi 4mm Vậy tần số trung tâm tại mỗi lớp cắt được tính như sau

Các thông số kĩ thuật:

Ma trận ảnh: MA ii = 256 x 256 FOV = 250 mm

Thời gian hiệu dụng của GP: t = 3.88 ms Tính pha tạo ra tại điểm biên của trường nhìn

Ta có φ = ω.t mà ω = 2πΔf → φ = 2πΔf.t i ST: Slice Thickness ii MA: Matrix size

LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP HCM mà và

→ Độ lệch pha cực đại Δφ tại điểm đang xét do hai bước mã hóa pha liên tiếp φ n và φ n+1 tạo ra là π

→ Khi đó cường độ tối đa của gradient mã hóa pha là:

2.6.3 Gradient mã hóa tần số

Các thông số kĩ thuật:

Chuỗi xung SE Thời gian echo ngắn nhất: TEmin i

Băng thông pixel: pbw ii = 130 Hz

Ma trận ảnh: MA = 256 x 256 FOV = 250 mm

Băng thông trên toàn ma trận ảnh:

→ i TE: Time of Echo ii pbw: Pixel BandWidth

Thời gian mã hóa tần số:

2.7 Ví dụ về tái tạo hình ảnh trên hai voxel

2.7.1 Thiết lập các trục tọa độ

Trong ví dụ này, ta thiết lập các trục tọa độ và đưa ra các giả thiết như sau:

Trục Z là trục dùng để chọn lớp cắt, trong khi trục Y là trục mã hóa pha và trục X mã hóa tần số Tâm O đóng vai trò là điểm trung tâm, với lớp cắt nằm trên mặt phẳng OXY và vuông góc với trục OZ.

Ma trận sử dụng là 8x8

Có 8 bước mã hóa pha với cường độ gradient trên trục OY khác nhau

Vị trí của hai voxel được thể hiện như hình minh họa

Hình 2.8 – Minh họa mã hóa pha và mã hóa tần số

2.7.2 Tác dụng của gradient mã hóa tần số và gradient mã hóa pha

Với gradient mã hóa tần số, tại mỗi vị trí trên trục X sẽ có giá trị tần số f Nếu lấy giá trị tần số tại điểm trung tâm là f0, ta có thể xác định tọa độ x của điểm đó bằng cách so sánh f với f0 theo công thức đã cho.

Với một gradient mã hóa pha trong khoảng thời gian Δt, giá trị pha φ tại một vị trí trên trục Y cho phép xác định tọa độ y của điểm đó thông qua công thức.

Giá trị x có thể đo được thông qua phép biến đổi Fourier, trong khi φ lại không thể xác định Do đó, cần sử dụng chuỗi bước mã hóa pha liên tục với cường độ thay đổi đều từ -G Y đến +G Y.

Với 8 bước mã hóa pha, độ lệch pha giữa 2 bước mã hóa liên tiếp của các voxel được thể hiện theo hình dưới đây

Việc sử dụng dữ liệu từ các bước mã hóa pha ở trên để tạo ra vị trí y được mô tả cụ thể trong phần tiếp theo

Các kết quả đo sau được thu bằng cách sử dụng chuỗi xung SE với 8 bước mã hóa pha cho từng voxel

2.8.1 Kết quả đo từ voxel thứ nhất

2.8.2 Kết quả đo từ voxel thứ hai

Kết quả từ phép biến đổi Fourier tạo ra một ma trận dữ liệu thô được lưu trữ trong bộ nhớ máy tính Kích thước của ma trận này phụ thuộc vào số bước mã hóa pha được thực hiện.

CÁC PHƯƠNG PHÁP GHI NHẬN TÍN HIỆU MRI

3.1 Các phương pháp cơ bản 2,4,5,8,9,10

Tín hiệu FID trong MRI thường khó ghi nhận do thời gian suy giảm nhanh chóng Các phương pháp hiện tại nhằm mục đích kéo dài thời gian tồn tại của tín hiệu này, giúp việc đo lường trở nên rõ ràng và chính xác hơn.

Các phương pháp cơ bản để ghi nhận tín hiệu trong cộng hưởng từ hạt nhân gồm:

Phương pháp SE i Phương pháp IR ii Phương pháp GRE iii

Phương pháp SE là phương pháp thu nhận hình ảnh cổ điển nhất trong cộng hưởng từ hạt nhân, vẫn được sử dụng hiện nay Trong phương pháp này, tín hiệu không được thu ngay sau xung 90 độ RF do sự suy giảm nhanh Thay vào đó, một xung 180 độ RF được sử dụng để hồi pha các vector spin, kéo dài thời gian tồn tại trước khi tín hiệu được thu nhận Hình ảnh dưới đây mô tả cách thức hoạt động của hai xung RF này.

Để hiểu rõ về quá trình hồi pha, chúng ta có thể tham khảo một ví dụ trong cuộc đua, nơi tất cả người tham gia xuất phát từ một điểm chung Khi cuộc đua bắt đầu, sẽ có những người chạy trước, minh họa cho các kỹ thuật hồi pha như SE (Spin Echo), IR (Inversion Recovery) và GRE (Gradient Echo).

Trong một tình huống giả định, nếu có tiếng còi của trọng tài yêu cầu các vận động viên chạy ngược lại về vạch xuất phát, những người đang ở phía trước sẽ trở thành người chạy sau và ngược lại Nếu các vận động viên giữ nguyên vận tốc của mình, họ sẽ đồng thời trở lại vạch xuất phát.

Xung 180 độ -RF hoạt động giống như tiếng còi của trọng tài, giúp các vector spin hồi pha nhanh chóng và tạo ra tín hiệu echo Hành vi của các vector spin trong hình minh họa tương tự như các vận động viên trong ví dụ trước.

Vector từ hóa Mxy bị đảo ngược chiều sau xung 180°-RF, nhưng tín hiệu không bị đảo chiều vì chỉ ghi nhận cường độ tín hiệu Quan sát đồ thị với nhiều xung 180°-RF cho thấy tín hiệu thu được rõ ràng hơn Các xung 180°-RF theo sau xung 90°-RF cho phép thu được nhiều ảnh hơn trong một chu kỳ, và chuỗi xung này được gọi là Multi-SE.

Sau mỗi xung 180 độ -RF, không phải tất cả các vector spin đều được hồi pha, dẫn đến một số vector spin không còn phản ứng với các xung kích thích Hiện tượng này làm cho cường độ tín hiệu echo suy giảm theo thời gian Cường độ tín hiệu, ký hiệu là S, được tính bằng công thức, trong đó k là hằng số phụ thuộc vào độ nhạy của cuộn thu và ρ là mật độ proton.

Chuỗi xung SE được đặc trưng bởi hai thông số:

Thời gian lặp xung – TR: là thời gian giữa hai xung 90 0 -RF

Thời gian echo – TE: là thời gian từ xung 90 0 -RF đến đỉnh của tín hiệu echo

Xung 180 0 -RF xuất hiện sau một khoảng thời gian TE, thường dao động từ 10 đến 200ms Thời gian TR cần đủ dài để vector từ hóa dọc có thể hồi phục và chuẩn bị cho các xung kích thích tiếp theo, thường nằm trong khoảng 200 đến 3000ms.

Giản đồ xung cho thấy sự phối hợp giữa các xung RF – G z – G y – G x trong việc tạo ra tín hiệu Đầu tiên, xung 90 độ -RF hình thành vector từ hóa ngang của lớp cắt được định vị nhờ gradient G z Khi ngừng kích thích, vector từ hóa ngang bắt đầu quá trình tiến động và phát ra xung.

FID Tín hiệu này không được thu nhận do suy giảm rất nhanh Sau thời gian ẵTE, một xung 180 0 -RF

Gradient Gz được sử dụng để định vị lớp cắt, giúp hồi pha các vector spin Tín hiệu Echo được phát ra và ghi nhận sau khoảng thời gian TE Quá trình mã hóa pha và mã hóa tần số diễn ra giữa hai xung 90 độ-RF và 180 độ-RF thông qua gradient Gy.

G x Lưu ý là quy trình trên được lặp lại cho mỗi bước mã hóa pha G y khác nhau Số lần lặp lại tùy thuộc vào kích thước ma trận ảnh

2D SE được sử dụng trong:

Chụp hình não, hốc mắt, thần kinh thính giác

Chụp khớp, chỉnh dây chằng, gân, cơ

Chụp ảnh cột sống và chụp tim, phổi chủ yếu nhằm thể hiện cấu trúc giải phẫu Tuy nhiên, để đánh giá chức năng, phương pháp GRE mang lại kết quả tốt hơn.

Phương pháp IR được áp dụng khi sự kết hợp giữa TR và TE trong phương pháp SE không đủ tạo độ tương phản rõ ràng cho ảnh T1.

Phương pháp IR tương tự như phương pháp SE, nhưng khác biệt ở chỗ xung 180°-RF được sử dụng trước, thay vì xung 90°-RF như trong phương pháp SE, nhằm đảo chiều vector từ hóa dọc Sau một khoảng thời gian, các xung của phương pháp SE sẽ được áp dụng và tín hiệu được thu nhận giống như trong phương pháp SE.

Trong kỹ thuật IR, thời gian đảo chiều TI là một thông số mới quan trọng, được định nghĩa là khoảng thời gian giữa xung đảo chiều và xung kích thích Thời gian TI phụ thuộc vào đường đặc trưng T1 của mô, và việc lựa chọn TI có ảnh hưởng lớn đến độ tương phản của hình ảnh cho loại mô cụ thể, từ đó tạo ra ảnh T1 chất lượng cao.

Hai dạng ảnh đặc trưng của phương pháp IR là STIR, giúp xóa mỡ, và FLAIR, dùng để xóa dịch não tủy (CSF) Cả hai loại ảnh này được tạo ra bằng cách lựa chọn giá trị TI đặc biệt, phù hợp với đường đặc trưng T1 của mỡ hoặc dịch não tủy Cơ chế hình thành hai dạng ảnh này được mô tả chi tiết trong mục 4.2.4.

CHẤT LƯỢNG HÌNH ẢNH

4.1 Các mục tiêu kĩ thuật của ảnh cộng hưởng từ 4

Khi chụp ảnh cộng hưởng từ, mục tiêu là thu được hình ảnh chất lượng chấp nhận được cho chẩn đoán bệnh Chất lượng ảnh cộng hưởng từ phụ thuộc vào bốn yếu tố chính: độ tương phản và độ phân giải không gian.

Hệ số tín hiệu trên nhiễu (SNR) Xảo ảnh

Thời gian chụp cũng là một yếu tố quan trọng Thông thường, một ảnh MRI chất lượng cao sẽ có thời gian chụp dài

Trong điều kiện lý tưởng, một ảnh MRI chất lượng cao cần tối đa hóa độ tương phản và độ phân giải không gian, đồng thời nâng cao hệ số tín hiệu trên nhiễu, giảm thiểu xảo ảnh và rút ngắn thời gian chụp.

Trong thực tế, điều kiện lý tưởng cho việc chụp ảnh thường không tồn tại Việc điều chỉnh các thông số kỹ thuật chụp có thể ảnh hưởng đến chất lượng hình ảnh Ví dụ, những thay đổi này có thể làm giảm độ sắc nét hoặc độ tương phản của bức ảnh.

Thông số kĩ thuật chụp Thông số quyết định chất lƣợng ảnh Độ dày lớp cắt  Độ phân giải không gian

Hệ số tín hiệu trên nhiễu Độ dày lớp cắt

Kích thước ma trận ảnh ảnh hưởng trực tiếp đến độ phân giải không gian và hệ số tín hiệu trên nhiễu (SNR) Khi kích thước ma trận ảnh tăng, độ phân giải không gian cũng tăng theo, nhưng hệ số SNR lại giảm do kích thước các voxel giảm Điều này dẫn đến việc thời gian chụp cũng tăng lên, tạo ra mối liên hệ chặt chẽ giữa các yếu tố này.

Vì mối quan hệ chặt chẽ giữa các yếu tố nên khi thực hiện chụp ảnh

MRI, việc cân bằng giữa chất lượng ảnh để đạt được mục tiêu chẩn đoán và thời gian chụp là rất cần thiết Ví dụ:

Khi chụp ảnh vùng bụng, xảo ảnh do nhịp thở có thể làm méo ảnh, ảnh hưởng đến giá trị chẩn đoán Để hạn chế xảo ảnh, cần giảm thời gian chụp dưới giới hạn nhịn thở của bệnh nhân Nếu vùng chụp rộng, có thể giảm độ phân giải và tăng độ dày lớp cắt để rút ngắn thời gian chụp và nâng cao tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu (SNR) Đối với ảnh MRI não, xảo ảnh do chuyển động không đáng lo ngại, cho phép sử dụng thời gian chụp dài hơn Tuy nhiên, để đảm bảo chẩn đoán chính xác, ảnh MRI não cần thể hiện chi tiết các bộ phận nhỏ, yêu cầu kích thước ma trận lớn và độ dày lớp cắt nhỏ Nếu có thể chấp nhận thời gian chụp dài hơn, chế độ chụp 3D là lựa chọn tối ưu cho MRI não.

4.2.1 Giới thiệu Để ảnh MRI có giá trị trong chẩn đoán bệnh, ta phải bảo đảm được độ tương phản phải ở một mức độ nào đó để có thể phân biệt được các mô khác nhau Ở giai đoạn đầu của MRI, chính vì độ tương phản kém mà một số chi tiết giải phẫu dù thực sự hiện hữu nhưng vẫn không thể quan sát được bằng ảnh MRI

Hình 4.5 – Độ tương phản của dịch não tủy Hình 4.4

Độ tương phản giữa hai mô được xác định bởi sự sai khác tương đối của cường độ tín hiệu, với chênh lệch cường độ tín hiệu lớn hơn sẽ tạo ra độ tương phản rõ rệt hơn Bên cạnh độ phân giải và hệ số tín hiệu trên nhiễu (SNR), độ tương phản đóng vai trò quan trọng trong việc quyết định chất lượng hình ảnh giải phẫu học của các bộ phận trong cơ thể.

4.2.2 Các yếu tố ảnh hưởng đến độ tương phản

Trong các phương pháp chẩn đoán hình ảnh truyền thống như CT, độ tương phản chủ yếu phụ thuộc vào khả năng hấp thụ và mật độ vật chất của mô, chẳng hạn như mô xương và mô cơ Để cải thiện độ tương phản, có thể sử dụng các tác nhân gây cản quang.

Trong chụp ảnh MRI, nhiều yếu tố ảnh hưởng đến cường độ tín hiệu cộng hưởng, từ đó tác động đến độ tương phản của hình ảnh Điều này khiến cơ chế hình thành độ tương phản trong MRI trở nên phức tạp hơn so với các phương pháp ghi nhận hình ảnh khác.

Bằng cách thay đổi thông số thời gian của xung RF (TR, TE) của các phương pháp thu nhận ảnh, ta có các loại: ảnh T1 (T1-weighted), ảnh T2 (T2-weighted), ảnh

T2* (T2*-weighted), ảnh mật độ proton – hay còn gọi là ảnh PD (Proton Density weighted) với độ tương phản khác nhau

4.2.3 Độ tương phản trong phương pháp SE 13

SE, độ tương phản có thể được điều chỉnh bởi TR và

Để đạt được độ tương phản tốt nhất trong hình ảnh T1, thời gian lặp xung TR cần được điều chỉnh hợp lý Cụ thể, với đường đặc trưng T1 của nhu mô và dịch não tủy (CSF) ở TE ngắn khoảng 20ms, khi TR ngắn, sự chênh lệch giữa cường độ vector từ hóa dọc của nhu mô và CSF đạt giá trị tối đa Điều này cho phép tạo ra hình ảnh T1 với độ tương phản lớn nhất Ngược lại, khi TR tăng, sự khác biệt này giảm xuống, dẫn đến giảm độ tương phản trong hình ảnh.

Luận văn tốt nghiệp tại Trường Đại học Bách Khoa TP HCM cho thấy độ tương phản giữa hai mô giảm dần và chỉ còn phụ thuộc vào mật độ proton của mô, từ đó tạo ra hình ảnh PD i.

Các hình ảnh sau cho thấy ảnh hưởng của TR lên độ tương phản (TE ngắn)

Với TR tăng dần, ảnh T1 dần chuyển sang ảnh PD

Hình minh họa 4.11 cho thấy ảnh hưởng của thời gian hiệu (TE) lên độ tương phản trong hình ảnh MRI Với thời gian hồi phục dài (TR), độ tương phản phụ thuộc vào đường đặc trưng T2 của mô, như mô và dịch não tủy Khi TE ngắn, sự khác biệt về cường độ tín hiệu do các vector từ hóa ngang gây ra là không đáng kể, dẫn đến độ tương phản chủ yếu dựa vào mật độ proton, tạo ra ảnh PD (Mật độ Proton) Ngược lại, khi TE dài, sự khác biệt trở nên rõ ràng hơn, cho ra ảnh T2, còn được gọi là ảnh T2-Weighted.

Các hình ảnh sau cho thấy ảnh hưởng của TE lên độ tương phản (TR dài) Với

TE tăng dần, ảnh PD dần chuyển sang ảnh T2

Khi chọn thời gian phục hồi ngắn (TR) như hình 4.13, độ tương phản vẫn phụ thuộc vào thời gian hồi T1 khi kết hợp với thời gian phát xung ngắn (TE) Lúc này, cường độ vector từ hóa dọc khác nhau giữa các mô khác nhau, trong khi cường độ vector từ hóa ngang chưa có sự tách biệt rõ ràng, dẫn đến hình ảnh T1 Tuy nhiên, khi TE tăng đến điểm giao của hai đường đặc trưng T2, độ tương phản hoàn toàn phụ thuộc vào T1 Khi TE tiếp tục tăng, ảnh hưởng của T2 lên độ tương phản trở nên rõ rệt hơn, tạo ra hình ảnh hỗn hợp.

Các hình ảnh sau cho thấy ảnh hưởng của TR ngắn và TE lên độ tương phản

Với TE tăng dần, ảnh T1 dần chuyển sang ảnh hỗn hợp

Tùy thuộc vào yêu cầu cụ thể, việc lựa chọn các thông số TR và TE cần được thực hiện một cách hợp lý Bảng dưới đây tóm tắt sự kết hợp giữa TR và TE.

TE ngắn(15 – 30 ms) TE dài (100 – 200 ms)

(200 – 500 ms) Ảnh T1 Ảnh hỗn hợp

4.2.4 Độ tương phản trong phương pháp Inversion Recovery (IR)

Trong phương pháp IR, bằng cách điều chỉnh TR, TE,

TI mà ta có độ tương phản khác nhau Với TI khoảng

Trong thời gian 300ms, với thời gian hồi phục (TR) khoảng 2000ms, các mô có thời gian T1 ngắn sẽ phục hồi gần như toàn bộ vector từ hóa dọc với giá trị dương Ngược lại, các mô có thời gian T2 dài chỉ phục hồi một phần vector từ hóa dọc và đôi khi vẫn có giá trị âm.

Phương pháp IR có hai chế độ hiển thị ảnh là Real và

SƠ ĐỒ NGUYÊN LÝ & PHẦN CỨNG CỦA MÁY MRI

Hệ thống MRI là một cấu trúc phức tạp với nhiều khối chức năng chính và phụ, có sự tương tác chặt chẽ với nhau Để dễ hiểu hơn về cấu trúc này, chúng ta sẽ xem xét một sơ đồ khối tổng quát.

Hình 5.1 – Sơ đồ khối tổng quát

Hộp cấp nguồn: cung cấp năng lượng cho các khối khác hoạt động Bộ phận này sẽ tự động ngắt khi có sự cố

Máy chủ: có nhiệm vụ tính toán các thông số, phát lệnh điều khiển, tái tạo ảnh, lưu trữ

Hệ thống RF: có nhiệm vụ cung cấp xung kích thích và tiếp nhận tín hiệu MRI để đưa qua hệ thống máy chủ xử lý

Hệ thống Gradient tạo ra các trường gradient, giúp chọn lớp cắt, mã hóa pha và tần số, phục vụ hiệu quả cho quá trình tái tạo ảnh.

Khoang chụp: là trái tim của một hệ thống MRI, tại đây đặt hệ thống nam châm chính, tạo ra một từ trường mạnh, ổn định và đồng nhất

Hệ thống theo dõi và phản hồi: theo dõi toàn bộ hoạt động của hệ thống, đưa ra các cảnh báo hoặc báo động nếu có sự cố

Hệ thống ngắt khẩn cấp có vai trò quan trọng trong việc xả toàn bộ helium, giúp nam châm hoàn toàn mất từ tính khi xảy ra sự cố nghiêm trọng.

Hệ thống MRI được phân loại theo độ lớn của từ trường ngoài, với đơn vị đo là Tesla (T) hoặc Gauss (G), trong đó 1 T tương đương với 10.000 G Các hệ thống này bao gồm từ trường thấp, trung bình, cao và siêu cao, giúp người dùng dễ dàng hiểu rõ hơn về phân loại MRI.

Loại Cường độ B 0 (T) Hãng sản xuất

Siemens, GE, Toshiba, Philips, Hitachi, Instrumentarium …

Trong y tế, cường độ từ trường ngoài cho phép sử dụng vào khoảng 0.2 – 3.0 T

Có 3 dạng nam châm tạo từ trường ngoài bao gồm: Nam châm vĩnh cửu, nam châm điện và nam châm siêu dẫn:

Nam châm vĩnh cửu là loại nam châm không cần nguồn nuôi và có trọng lượng lớn, từ 20 đến 100 tấn Từ trường của nó thường đạt khoảng 0.1 T và không vượt quá 0.2 T, đồng thời bị ảnh hưởng bởi nhiệt độ Mặc dù SNR đạt được thấp, nhưng giá thành của nam châm vĩnh cửu lại rất rẻ.

Nam châm điện hoạt động bằng cách cho dòng điện lớn chạy qua cuộn dây, tạo ra từ trường bên trong Loại nam châm này nặng từ 5 đến 10 tấn và có thể ngừng hoạt động bằng cách cắt nguồn điện, giúp tiết kiệm năng lượng Cường độ từ trường tối đa đạt được là 0.3.

T Chi phí rẻ, dễ lắp đặt, SNR thấp

Hình 5.2 – Nam châm vĩnh cửu

Nam châm siêu dẫn hoạt động dựa vào hiện tượng siêu dẫn của vật chất Vật liệu phổ biến được sử dụng để chế tạo lõi siêu dẫn cho loại nam châm này là các hợp kim đặc biệt hoặc oxit siêu dẫn, giúp tạo ra từ trường mạnh mẽ và ổn định.

Nb/Ti (tính chất siêu dẫn xuất hiện ở

~10 0 K) Lõi được ngâm trong He lỏng

Hệ thống từ trường mạnh với khả năng tạo ra > 0.32T và độ đồng nhất cao lên đến 0.1 ppm, cung cấp tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu (SNR) cao và hỗ trợ nhiều chế độ quét nhanh Tuy nhiên, giá thành của thiết bị rất cao, quy trình lắp đặt phức tạp và đòi hỏi độ chính xác cao, cùng với chi phí bảo trì tốn kém Hệ thống cũng yêu cầu hoạt động liên tục, có thể gây ra hội chứng sợ nhốt cho bệnh nhân.

Khi lắp đặt cuộn nam châm cho hệ thống MRI, việc chú ý đến cản từ là rất quan trọng, vì các đường sức từ mạnh có thể gây hại cho các thiết bị điện tử khác Có hai phương pháp cản từ cho nam châm: cản từ bị động và cản từ chủ động.

Phương pháp cản từ bị động sử dụng cuộn dây cản từ bao bọc hệ thống MRI, tuy nhiên phương pháp này tốn kém và làm tăng trọng lượng của thiết bị, thường thấy ở các máy cũ Ngược lại, phương pháp cản từ chủ động, thường được áp dụng trong nam châm siêu dẫn, sử dụng cuộn siêu dẫn để tạo ra từ trường nghịch chiều, giúp giảm cường độ của các đường sức từ xung quanh hệ thống.

Hình 5.6 – Cản từ bị động (a) và cản từ chủ động (b)

Hình 5.5 – Cường độ các đường sức từ Hình 5.4 – Nam châm siêu dẫn

Một hệ thống MRI tiêu chuẩn bao gồm ba cuộn gradient, tạo ra trường gradient theo ba trục x, y và z Hệ thống gradient được đặc trưng bởi các thông số quan trọng như I/U và gradient tối đa.

I max , U pwr.max , thời gian đáp ứng tối ưu T min , hệ số đáp ứng SR (SR i = Gradient max /T min ) Bảng

5.2 mô tả các thông số trên trong một số hệ thống Gradient của hãng Siemens

Bộ điều biên và tổng hợp: Tính toán tần số trung tâm, hình dạng sóng mang

Bộ khuếch đại công suất RF có vai trò quan trọng trong việc tăng cường công suất sóng RF, giúp tạo ra góc lật phù hợp Để đạt được hiệu quả tối ưu, công suất của bộ khuếch đại cần phải tăng lên tương ứng với độ lớn của từ trường Ngoài ra, công suất yêu cầu của bộ khuếch đại RF trong một hệ thống MRI còn phụ thuộc vào tần số hoạt động.

Larmor, hệ số suy giảm từ bộ khuếch đại tới cuộn phát, thiết kế của cuộn phát Bảng

5.3 sau cho biết một vài thông số của bộ khuếch đại công suất RF được sử dụng trong các hệ thống MRI của hãng Siemens

Bảng 5.3 Đời máy Cường độ từ trường Độ lợi bộ khuếch đại

Hiệu điện thế sử dụng

Bộ chuyển đổi thu – phát: Hoạt động như một công tắc để lựa chọn các chế độ thu – phát

Bộ đo công suất RF: Tính toán hệ số hấp thụ RF (SAR) sao cho phù hợp với từng bệnh nhân

Bộ hiệu chỉnh trở kháng: bảo đảm cho hiệu suất phát sóng RF và hiệu suất thu tín hiệu MRI được tối ưu

Bộ khuếch đại tín hiệu MRI: Tín hiệu MRI thu được vốn vất nhỏ (cỡ mV) nên cần phải khuếch đại để có thể xử lý được

Bộ chuyển đổi A/D: số hóa tín hiệu MRI tương tự để xử lý trên hệ thống tái tạo ảnh

Như đã đề cập trong chương 1, cuộn RF trong hệ thống MRI giữ 2 vai trò:

Tạo từ trường B 1 để lật vector từ hóa một góc nào đó tùy vào chuỗi xung Nhận tín hiệu MRI để chuyển về hệ thống tái tạo ảnh

Vì vậy về chức năng, ta có thể phân các cuộn RF ra làm 3 dạng:

Cuộn thu-phát RF Cuộn chỉ phát RF Cuộn chỉ thu RF

Về mặt hình dạng, ta có thể phân các cuộn RF ra làm 7 dạng:

Cuộn RF đa vòng Cuộn RF đơn vòng Cuộn RF bề mặt Cuộn RF lồng chim Cuộn RF yên ngựa Cuộn RF Phased-Array Cuộn RF Litz

Các cuộn RF được phân loại theo chức năng chuyên biệt, bao gồm cuộn RF dành cho vùng đầu, vai, xương sống, các chi, ngực và toàn thân.

Khi sử dụng cuộn RF, cần lưu ý rằng mỗi cuộn chỉ được thiết kế cho một độ lớn từ trường cố định Mặc dù hiện nay có một số loại cuộn có thể sử dụng với nhiều độ lớn từ trường khác nhau, nhưng không phải tất cả đều như vậy Bảng 6.4 cung cấp hình ảnh và thông số của các cuộn RF thông dụng.

Phân loại theo: Từ trường hoạt động

Phased Array Ngực 0.7 T 20 cm (1 bên)

Khớp cùi chỏ, cổ tay

Thân trên và xương chậu

ỨNG DỤNG

Tiêu đề	Nguyên Lý Tạo Ảnh Của Thiết Bị Cộng Hưởng Từ Hạt Nhân Và Ứng Dụng Trong Chụp Ảnh Khuếch Tán
Tác giả	Lê Minh Hòa
Người hướng dẫn	KS. Phan Nhật Đán
Trường học	Đại Học Bách Khoa
Chuyên ngành	Vật lý kĩ thuật
Thể loại	luận văn tốt nghiệp
Năm xuất bản	2007
Thành phố	Tp. Hồ Chí Minh

Định dạng
Số trang	130
Dung lượng	7,85 MB