CHƯƠNG 3: NGUYÊN LÝ TẠO ẢNH CỘNG HƯỞNG
3.4. Kiến thức cơ bản về tạo ảnh song song PMRI
3.4.1. Mã hóa không gian trong MRI
Đầu tiên chúng ta cần mô tả cách mã hóa không gian trong MRI được thực hiện khi không có PI giới thiệu một số thuật ngữ. Thực tế, MRI không phải là một phương pháp tạo ảnh thông thường như kiến thức vật lý phổ thông mà nó được hình thành bởi định vị hóa tín hiệu NMR bằng tần số. Sự định vị hóa phụ thuộc tần số này tạo cho MRI một kỹ thuật quang phổ MRI. Tần số cộng hưởng của hệ thống spin hạt nhân được xác định bởi phương trình Larmor (phương trình 3.1) trong đó ω là tần số cộng hưởng và γ là tỷ lệ từ hồi
ω = γB (3.1) Biên độ của tín hiệu được quyết định một phần là bởi mức độ phân cực của hệ thống spin mà nó tỷ lệ thuận với biên độ của từ trường chính và cũng bởi thời gian mà hệ thống được đo sau khi bị tác động một xung sóng vô tuyến RF. Điều này là do sự hồi phục của hệ thống spin trở lại trạng thái cân bằng nhiệt của nó. Các phương trình chi phối cho một hệ thống như vậy là các phương trình Bloch, mà nó có thể được đơn giản hóa bằng một thí nghiệm MRI đơn giản:
1 2
0(1 )
R E
T T
T T
S S e e
(3.2) Trong đó S là tín hiệu được phát hiện , S0 là tín hiệu được phát hiện lớn nhất, tỷ lệ thuận với B và mật độ của các proton (hoặc spin), và các đại lượng theo hàm mũ mô tả thành phần ngang và dọc của từ hóa như một hàm của thời gian. Điều này dẫn đến hai thông số MRI quan trọng, thời gian phản hồi (TE) là thời gian giữa kích thích và phát hiện, thời gian lặp lại (TR) là thời gian giữa một kích thích và một kích thích tiếp theo. Phương trình (3.2) giải thích lý do tại sao lại có biên độ từ trường chính cao hơn trong MRI để tăng S0, trong khi phương trình (3.1) diễn tả sự phụ thuộc của tần số cộng hưởng vào B và chỉ ra cơ chế định vị hóa không gian mà chúng ta đã mô tả.
Trong quá trình NMR, chúng ta có thể tách tín hiệu từ các vị trí khác nhau trong mẫu bằng cách áp dụng một từ trường thay đổi theo không gian (gradient trường hay thường được gọi trong MRI như là một 'gradient') trong quá trình nhận tín hiệu NMR. Sự thay đổi tần số cộng hưởng như là một hàm của vị trí. Nếu tần số thay đổi tuyến tính với vị trí sau đó thì mối quan hệ giữa các tín hiệu mà chúng ta phát hiện (một sự xếp chồng của tất cả các tần số) và sự phân bố không gian của tín hiệu đã được xác định bởi các biến đổi Fourier.
của Gradient như một hàm của thời gian trên mỗi trục vuông góc mà nó thường được thể hiện, cùng với hoạt động của sóng vô tuyến RF trong một sơ đồ trình tự xung. Sơ đồ đó được thể hiện trong hình 3.3(a), trong đó gradient mã hóa tần số có thể được nhìn thấy trong suốt quá trình đo.
(a) (b)
Hình 3.3. Ở phía bên tay trái là một sơ đồ trình tự xung trong đó mô tả quy trình của các giai đoạn trên ba trục Gradient vuông góc, sự kích thích sóng vô tuyến RF và cửa sổ thu nhận. Hoạt động đầu tiên là kích thích sóng vô tuyến RF cùng với Gradient lựa chọn lớp theo bởi Gradient tái tập trung.
Bước tiếp theo là mã hóa pha. Cuối cùng là đọc số liệu (mã hóa tần số) trong khi tín hiệu được thu thập. Để mã hóa đầy đủ một hình ảnh, trình tự này được lặp lại với các biên độ khác nhau của các Gradient mã hóa pha. Phía bên phải cho thấy một biểu đồ của không gian K. Khi Gradient mã hóa pha bằng không, gradient cuộn dây đưa chúng ta đến bên trái không gian K và quét gradient đọc được trên không gian K. Khi một mã hóa pha chuyển sắc được áp dụng, nó thay đổi dòng đọc được trong không gian K dọc theo hướng mã hóa pha của đại lượng K. K tỷ lệ nghịch với tầm nhìn (FOV) và mức tối đa của không gian k tỉ lệ nghịch với kích thước voxel (điểm ảnh 3 chiều).
Trong MRI chúng ta thường không thu thập dữ liệu ngay sau xung RF vì chúng ta cần thời gian để thực hiện mã hóa không gian theo hướng vuông góc với mã hóa tần số trước khi thu thập dữ liệu.
Mã hóa tần số có thể định vị hóa tín hiệu theo một chiều nhưng với sự tạo ảnh chúng ta cần định vị 3D hay định vị 2D kết hợp với lựa chọn lớp cắt.
Sự khác biệt giữa 3D và đa lớp sẽ được trình bày ở phần sau, phần này chúng ta chỉ xem xét tạo ảnh đơn lớp (từ đó ta có thể dễ dàng khái quát hóa đa lớp vì chỉ đơn giản là sự lặp lại của cùng một chương trình tại các vị trí khác nhau trong nam châm). Sự lựa chọn lớp được thực hiện bằng cách áp dụng một gradient tuyến tính mạnh theo hướng của lớp (vuông góc với mặt phẳng tạo ảnh) trong quá trình kích thích, tức là việc cung cấp các xung RF. Khi một Gradient lựa chọn một lớp được thiết lập, tần số Larmor sẽ thay đổi như một hàm của vị trí và khi xung RF có băng thông hữu hạn, ta chỉ quan tâm các vị trí trong cơ thể nơi mà tần số Lamor nằm trong băng thông của xung, trong khi các spin nằm trong vùng tương ứng với một tần số ngoài phạm vi này thì không bị ảnh hưởng. Hình 3.3 (a) cho thấy gradient lựa chọn lớp được kích hoạt trong xung RF.
Với luận văn này, sự định vị hóa theo hướng trong mặt phẳng khác đó là điều ta cần quan tâm nhất vì ở đây sự tạo ảnh MRI mất nhiều thời gian. Sự ảnh hưởng trong cùng một nguyên lý được sử dụng như trong mã hóa tần số nhưng mã hóa theo hai hướng phải được thực hiện tuần tự khi sự xếp chồng Gradient bị phân bố tần số. Việc mã hóa tần số chỉ có thể được thực hiện trong suốt quá trình lấy mẫu và vì vậy sự mã hóa phải được thực hiện theo một hướng khác bằng một phương pháp mà được gọi là mã hóa pha. Gradient được bật trong một khoảng thời gian, vì vậy pha đó được tích lũy trong mẫu như một hàm của vị trí trong không gian. Sau một thời gian gradient này được
tần số không gian cần thiết để tái cấu trúc hình ảnh chính xác thì các thí nghiệm phải được lặp đi lặp lại cho đến khi tất cả các tần số không gian được lấy mẫu, tức là lặp đi lặp lại thí nghiệm với các sự thay đổi Gradient mã hóa pha. Để chúng ta có thể cảm nhận được thời gian thực hiện quá trình thì thời gian lặp lại khoảng vài trăm mili giây, và do đó nếu độ phân giải ảnh cuối cùng của 256 mẫu trong hướng mã hóa tần số và 256 mã hóa pha thì thời gian tạo ảnh tổng thể là vài phút. Trong quá trình tạo ảnh để thu được ảnh trung thực ta cần loại bỏ các tạo tác (do các proton va chạm với nhau) và vì vậy để thời gian thực hiện quá trình ngắn là rất khó. Chúng ta đã mô tả hầu hết các chất trong hình 3.3 bao gồm các yếu tố thiết yếu của một trình tự tạo ảnh MRI đơn giản nhất, trình tự phản hồi được thu nhận Gradient (GRE).
Cho đến nay các thảo luận đã giới hạn sự tạo ảnh đơn hoặc đa lớp, tuy nhiên việc mã hóa khối cũng thường được sử dụng trong MRI. Ở đây chúng ta không kích thích một lớp đơn mà có một khối lớn hơn (có thể được coi là một lớp chất béo(fat slice)) và do đó không gian mã hóa dọc theo bề rộng của lớp sử dụng một hướng thứ hai gọi là mã hóa pha, vì vậy mà bây giờ chúng ta có hai hướng trực giao của mã hóa pha. Việc mã hóa 3D có lợi thế hơn mã hóa đa lớp trong SNR và cho phép có độ phân giải đẳng hướng. Bởi vì thông tin ảnh không được mã hóa trực tiếp, nhưng nó được mã hóa trong không gian tần số, chúng ta đề cập đến miền dữ liệu gốc này như không gian K. Đây là một miền đối xứng và nó có liên quan đến miền ảnh bởi biến đổi Fourier 2D hoặc 3D mà chúng ta chuyển từ miền thời gian (thời gian tiến triển trong suốt quá trình lấy mẫu của sự phản hồi và một thời gian giả tạo tiến triển trong quá trình mã hóa pha) vào miền tần số (mà trong MRI là miền ảnh của chúng ta).
Những ảnh hưởng của gradient được mô tả tốt nhất trong không gian K mà chúng ta có thể thấy gradient đọc số liệu (hoặc gradient mã hóa tần số) cho
cho phép chúng ta định vị hóa tuyến này theo hướng trực giao trong không gian K (hình 3.3(b)).