CT - MRI (Vietnam)

Lịch sử phát triển kỹ thuật của CT :Việc áp dụng kỹ thuật mới vào CT không nằm ngoài mục đích đáp ứng những đòi hỏi ngày càng cao của khoa y học hạt bức xạ. Theo thứ tự ưu tiên từ cao đến thấp đòi hỏi đó là: giảm thời gian chụp, tăng chất lượng ảnh, giảm bề dày lát cắt, giảm liều bức xạ cho người chụp, giảm giá thành, thân thiện với người dùng

Câu 42 : Các hệ máy CT , nguyên lý hoạt động :  Lịch sử phát triển kỹ thuật của CT :Việc áp dụng kỹ thuật vào CT khơng nằm ngồi mục đích đáp ứng địi hỏi ngày cao khoa y học hạt xạ Theo thứ tự ưu tiên từ cao đến thấp địi hỏi là: giảm thời gian chụp, tăng chất lượng ảnh, giảm bề dày lát cắt, giảm liều xạ cho người chụp, giảm giá thành, thân thiện với người dùng v.v… Có thể chia trình thành giai đoạn sau: Những năm 70 kỷ 19 – CT đời :  Lịch sử phát triển CT bắt đầu từ năm 1970 Hounsfield cho đời CT thí nghiệm dựa phác họa Chiếc CT phát tia X ở dạng chùm tia hẹp, phía đới diện đầu dò di chuyển song song quay đối ngẫu với đầu phát Lúc CT chỉ tiến hành chụp phantom phải 24h thực lát cắt…  Đứng trước hạn chế đó, nhà chế tạo đã có nhiều cải thiện để giảm thời gian chụp hướng quan tâm đầu phát tia hệ thống đầu thu Những cớ gắng đã mang lại kết quả, năm 1972 Hounsfield Ambrose đã thiết kế chế tạo thành công CT lâm sàng đầu tiên với hệ thống phát tia X hình quạt tương ứng với mảng đầu thu gờm nhiều đầu dị Đây tiếng vang lớn lĩnh vực hình ảnh học chẩn đoán, mặc dù CT chỉ chụp đầu với thời gian cho một lát cắt 300s ma trận ảnh khiêm tốn 80 x 80…Bước khởi đầu đầy hứa hẹn đã khiến công ti sản xuất trang thiết bị y tế vào cuộc, năm 1974 đã có khoảng 60 thiết bị CT chụp đầu lắp đặt toàn giới Hình 2.16 – CT thập niên 70  Với công nghệ chụp giờ, thiết bị có thể quét mợt vật có đường kính 48cm thời gian phút – lý thuyết có thể chụp tồn thể Tuy nhiên khó khăn lớn để đưa CT vào chụp toàn thân thời gian chụp phải thấp nhịp thở chủn đợng vơ ý bệnh nhân Bài tốn khó đã có lời giải vào năm 1976 hàng loạt cải tiến đầu phát tia X tạo tia X rẽ quạt có cơng suất cao, đặc biệt kỹ thuật chế tạo đầu dò đã giảm đáng kể kích thước mỡi đầu dị có thể tạo mảng đầu dị lớn… Những tiến bộ đã giúp CT giảm thời gian chụp x́ng cịn 20s cho lát cắt – nhanh chóng đưa vào ứng dụng chụp tồn thân Thiết bị đã có nhiều thay đởi so với hệ trước: hệ thớng đầu dị đầu phát tia khơng cịn chủn đợng tịnh tiến trước mà chỉ quay xung quanh bệnh nhân, bộ chuẩn trực đưa vào sử dụng v.v…  Trên đà phát triển đó, năm 1978, thiết bị CT có hệ thớng đầu dị cớ định đời giúp giảm thời gian quét cải thiện chất lượng ảnh Đến hệ CT với hệ thống đầu phát đầu thu dạng tịnh tiến – quay xem chấm dứt Những năm 80 với hệ CT tốc độ cao đơn lát cắt : Đầu năm 80 kỷ 19, nghiên cứu đầu phát đầu dị khơng mang lại hiệu cao việc tăng tốc độ chụp CT; nhà sáng tạo đã tập trung công sức vào hệ thống truyền động nhằm giảm thời gian chụp Một cải thiện đáng chú ý thời gian việc sử dụng mơ tơ tuyến tính thay cho băng tải trước đây, cách hệ thớng sẽ gia tốc quay theo một chiều, dừng đạt 360 lại gia tốc theo chiều ngược lại – nợi dung kỹ thuật “quét nhanh” Nhờ kỹ thuật tớc đợ chụp có thể giảm xuống từ 5s đến 10s cho ảnh, vẫn không thỏa mãn đầy đủ mong ḿn nhà chẩn đốn hình ảnh học Có thể nói với chế đợ hoạt đợng “Quay – Dừng – Quay” CT thời điểm khó để có thề giảm thời gian chụp xuống 5s Một ý tưởng giải hệ thớng quay liên tục Khó khăn lớn cản trở ý tưởng hệ thống cáp cung cấp cao áp cho đầu phát tia X Các nhà sáng chế lại lao đầu vào nghiên cứu tìm hướng giải Kết năm 1987, Siemens Toshiba đồng loạt cho đời hệ thống CT quay liên tục với “kỹ thuật vịng trượt” Năng lượng cho ớng tia X sẽ cung cấp qua vịng trượt chởi than thay cho sợi cáp trước Thêm vào hệ thống thu nhận liệu cũng đặt khoang máy truyền liệu đến máy tính qua vịng trượt Tất tạo nên mợt hệ thớng hoàn chỉnh, thu nhận liệu liên tục với thời gian quét chỉ 1-2s, thời gian tái tạo hình giảm x́ng cịn 6-8s Song song với bước đợt phá đó, cơng nghệ vi xử lý máy tính lưu trữ cũng đạt thành tựu mới, ma trận ảnh nâng lên 512*512 điểm ảnh – hoàn toàn có thể đáp ứng nhu cầu chẩn đốn Hình 2.17 – kỹ thuật vòng trượt Kỹ thuật vòng trượt đời đánh dấu một bước đột phá đường phát triển hệ thớng CT, không chỉ giải vấn đề thời gian chụp mà cịn tảng, đợng lực cho chức cao cấp CT xoắn sau Cuối thập niên 80 đến : Như đã đề cập ở trên, cấu trúc vòng trượt đời đã mở một kỷ nguyên cho phát triển vũ bão CT Ngay từ năm 1988, nhà sáng chế khắp nơi giới đã âm thầm giải một ý tưởng táo bạo khả thu nhận liệu liên tục mà kỹ thuật vịng trượt mang lại; mợt kết hợp việc thu nhận liệu liên tục chuyển động liên tục bàn bệnh nhân Mặc dù có nhiều ý kiến bác bỏ thuật toán tái tạo không thể, nhiên công việc vẫn tiến hành âm thầm ở công ty thiết bị y tế lớn Năm 1989, hội nghị Điện Quang Bắc Mỹ (RSNA), tính đặc biệt CT xoắn ớc đã W.A Kalender P Vock giới thiệu trình diễn thí nghiệm Tuy lúc ở nơi khác mợt thiết bị với tính tương tự cũng chế tạo thử nghiệm Chính vì mà chúng ta vẫn khơng xác định xác người sáng chế thuật tốn nợi suy xoắn ớc công nghệ chế tạo CT xoắn ốc Năm 1992, CT xoắn ớc thức đưa vào sử dụng lâm sàng Khơng chỉ có cơng nghệ mới, CT xoắn ốc cải tiến nhiều với đầu phát tia X có cơng suất cao, hệ thớng vi xử lý máy tính mạnh mẽ, dung lượng dự trữ lớn nhiều kỹ thuật tiến bợ khác Thiết bị có thể thực đầy đủ chế đợ quét, tính đợc đáo CT xoắn ớc khả tái tạo hình 3D Tiếp sau hàng loạt cải tiến bộ truyền động truyền tín hiệu nhằm làm tăng tớc đợ chụp quét Tín hiệu truyền qua chởi than cũng thay bợ thu phát sóng quang hoặc sóng radio… Tớc đợ quay mợt vịng từ 1s đã giảm dần xuống 0.8s, 0.7s, 0.5s Một hướng đã nghĩ đến từ năm 80 kỷ 19 sử dụng nhiều hàng đầu thu Nhưng mãi đến năm 1994, một thiết bị CT hàng đầu thu đưa vào thử nghiệm đem lại kết đáng khích lệ năm sau đó, thiết bị đa lát cắt đầu tiên với khả thu nhận lát cắt vòng quay 0.5s đã đưa ứng dụng, đánh dấu một bước nhảy vọt kỹ thuật tạo hình với CT CT đa lát cắt đời đồng thời cũng đặt dấu chấm hết cho hệ máy CT với hệ thớng đầu dị dạng vịng trịn cớ định Trên đà phát triển liên tiếp năm 2001 2004, thiết bị CT với 16 lát cắt vòng quay 0.5s CT 64 lát cắt thời gian quét 0.33s đã giới thiệu đưa vào ứng dụng với nhiều tính Những thiết bị CT đa lát cắt xoắn ốc MSCT (Multi - slice Spiral CT) ngồi chế đợ chụp thơng thường, cịn có thể quét ảnh mạch máu - CTA (CT Angiography), chụp tim, chụp tưới máu não, khảo sát răng, cợt sớng, tính điểm vơi…bên cạnh khả dựng hình 3D, nội soi ảo v.v…Tất đã đưa CT trở thành mợt thiết bị chẩn đốn hình ảnh không thể thiếu bệnh viện Không ngừng nghiên cứu, cải thiện sáng tạo, năm 2006 vừa qua thiết bị CT với nguồn phát đã đời trở thành một bước ngoặc lớn giải khó khăn giảm thời gian chụp mà tưởng chừng bế tắc việc nâng cao tớc đợ quay Gaintry Tuy cịn mẻ, hướng hứa hẹn nhiều bất ngờ sẽ giải pháp cho nhiều vấn đề mà MSCT vấp phải…Hình 2.18 – CT nguồn phát tia X của Siemens Dạng CT khác : CT kiểu chùm electron EBCT (Electron Beam CT): Năm 1977, trước yêu cầu giảm thời gian quét CT Trong đa số nhà sáng tạo tìm cách giải toán cho khoang máy có thể quay liên tục, D.P Boyd nhóm làm việc đã cho đời một hệ CT mệnh danh CT siêu nhanh (Ultrafast CT) Hình 2.19 – Sơ đồ thiết bị CT kiểu chùm electron năm 1977 EBCT mợt ý tưởng hồn tồn khác so với thiết bị CT có từ trước Đầu phát tia X không đặt khoang máy CT cổ điển mà sử dụng súng bắn electron đặt dùng c̣n lái tia, thấu kính từ để điều chỉnh chùm electron từ súng bắn vào cung tròn bia Tungsten (Hình 2.19), tia X sẽ tạo từ thu nhờ vòng đầu dò đặt xung quanh Hệ thống thu nhận liệu DAS đặt trực tiếp sau vịng đầu dị giúp nâng cao tớc đợ thu nhận, xử lý tái tạo ảnh Có thể loại bỏ sợ cáp quang dẫn nguồn cho đầu phát tia gantry CT trước đây, EBCT có thể chụp với tớc đợ mà khơng mợt CT thời theo kịp: 50ms – 100ms vịng quay 216 Với tính vượt trợi đó, EBCT xem chọn lựa tớt cho ứng dụng chụp tim lịch sử phát triển CT Câu 43 & 55 :Nguyên lý hoạt động của CT :  Nguyên lý thu nhận và tái tạo ảnh CT : Chúng ta đo gì CT ? Trong CT, cường độ tia X ghi lại sau qua vật thể Thêm vào đó, cường đợ tia X ban đầu Io cũng đo đạc để tính tốn hệ sớ suy giảm theo chiều dài mỡi tia từ ng̀n chiếu đến đầu dị Mợt sớ trường hợp đơn giản công thức tương ứng biểu diễn hình 2.8 Trường hợp đơn giản nhất, ta đo một vật thể đồng Trường hợp này, cường độ tia X chỉ bị suy giảm theo bề dày hấp thụ Chú ý logarit tỉ số Io/I trường hợp đơn giản sẽ phụ thuộc tuyến tính với tích sớ hệ sớ suy giảm µ bề dày hấp thụ d Nếu ta biết bề dày hấp thụ, điều đồng nghĩa với việc ta tính µ Tuy nhiên, phân bớ µ dọc theo đường chiếu thì ta khơng thể biết Trường hợp hình 2.8, tương ứng cho mợt vật thể khơng đờng có cấu trúc đơn giản Độ suy giảm cường độ I trường hợp phụ thuộc vào đoạn với hệ sớ hấp thụ khác µi Trong điều kiện tởng qt, bề dày di nhỏ vì có thể biểu diễn tởng liên tiếp thành mợt tích phân hệ sớ µ dọc theo đường chiếu Theo nghiên cứu Radon thì phân bớ tính chất mợt vật thể 2D có thể xác định mợt cách xác bởi mợt sớ vơ hạn đường tích phân Với mợt sớ hữu hạn phép đo, CT có khả tạo ảnh phân bớ hệ sớ suy giảm µ(x,y) với đợ gần đúng tốt Trên thực tế, độ suy giảm cường đợ tia X cịn phụ tḥc vào lượng tia X Các đầu đèn phát tia X đại cũng khơng thể cho chùm tia X hồn tồn đờng vì ảnh hưởng khơng thể bỏ qua tính tốn (Trường hợp hình 2.8) CT thu nhận liệu nào? Trước tái tạo ảnh theo biến đổi Radon, một số lượng lớn hình chiếu đã thu nhận Cần thiết phải thực thu nhận tất hướng – khoảng 180 phải xác định không gian điểm mỗi hình chiếu một cách tỉ mỉ Hình 2.9 – Thu nhận dữ liệu một vật thể CT thế nào? Cách thu nhận cổ điển giới thiệu hình 2.9 Một nguồn phát tia X với một bộ trực chuẩn tương ứng tạo một chùm tia hẹp có cường đợ xác định, chùm tia xun qua vật thể – cường độ bị suy giảm thu nhận bởi mợt đầu dị đặt đới diện Tại mỡi góc, ng̀n phát tia X đầu dị di chuyển song song, cường độ tia X sẽ đo điểm riêng biệt hoặc liên tục khoảng di chủn Kết ta có mợt tập hợp cường độ theo đường song song Bằng cách lấy tích phân tỉ sớ cường đợ ban đầu thu ở ngoại vi vật thể cường đợ cịn lại sau vật thể, ta có mợt tập hợp độ suy giảm – gọi một hình chiếu Các hình chiếu liên tiếp tương ứng với góc liên tiếp Kết thúc mợt tập hợp hình chiếu khoảng 1800, liệu sẽ chuyển cho bợ phận xử lý Thiết bị CT thí nghiệm đầu tiên có khả thu nhận 180 hình chiếu khoảng quay 1800 với 160 điểm liệu một hình chiếu Những hệ CT nay, số lượng hình chiếu lên đến 1500 1200 điểm liệu mỗi hình chiếu Ảnh CT tái tạo nào? Sự tái tạo ảnh phép biến đổi Radon thực tế phương pháp lấy giá trị µ(x,y) đặc trưng cho khả hấp thụ xạ mơ vị trí tương ứng từ tập hợp hình chiếu thu ở Hiểu mợt cách đơn giản theo tốn học sau: ta có N2 biến đại diện cho ma trận N * N điểm ảnh ảnh Quá trình thu nhận liệu ta có Np hình chiếu sớ điểm liệu mỗi hình chiếu ND, NP x ND >= N2 thì việc tính biến Ni hồn tồn có thể Hình 2.10 – kỹ thuật tái tạo ảnh đại số Trường hợp đơn giản ma trận ảnh với điểm ảnh, với lần đo hình chiếu ta có thể tạo phương trình việc giải giá trị điểm ảnh dễ dàng với máy tính Mở rợng với ma trận x 3, chín giá trị điểm ảnh sẽ tính nhanh chóng với 12 giá trị đo (hình 2.10) Phương pháp sử dụng rộng rãi hệ CT đầu tiên với tên gọi kỹ thuật tái tạo ảnh đại số ART ( Algebraic Reconstruction Techniques) Với tớc đợ máy tính thời giờ, người ta có thể chấp nhận phương pháp ART có ma trận ảnh khiêm tốn 80 x 80…Tuy nhiên gặp ma trận ảnh lớn hoặc đòi hỏi cao chất lượng ảnh, phương pháp ART gặp phải trở ngại không thể chấp nhận thời gian tính tốn q lớn Hình 2.11 – Hai phương pháp tái tạo ảnh lịch sử CT Trên lý thuyết, mỗi chi tiết vật thể đặc trưng bởi đường hấp thụ sẽ chỉ tác động đến giá trị pixel điểm ảnh mà ta mong muốn, thực tế tác đợng lên ảnh Xét đối tượng đơn giản hình 2.11 Với phương pháp tái tạo ảnh thông thường, kết không thể thỏa mãn Nếu áp dụng cho mợt cấu trúc thực tế có đợ phúc tạp nhiều, nhòe ảnh sẽ tăng lên nhiều ảnh thu sẽ không thể đáp ứng yêu cầu chẩn đoán cấu trúc y học Hình 2.12 – Đặc điểm của phép tái tạo ngược Để loại bỏ nhịe ảnh, mỡi mợt hình chiếu sẽ tích chập với mợt hàm toán học trước thực trình tái tạo ngược, hàm toán học sử dụng trường hợp gọi “nhân tích chập” Về chất, mợt bợ lọc thơng cao, q trình tích chập sẽ tạo “tín hiệu âm (-)” vùng biên chi tiết đới tượng; “tín hiệu âm” sẽ cân với ảnh hưởng tín hiệu khác lên giá trị điểm ảnh tiến hành tái tạo ảnh (Hình 2.12) Về lý thuyết, tích chập hai hàm biến f(x,y) g(x,y) hàm số p(x,y) xác định bởi: Hình 2.13 – Thay đổi tính chất ảnh cách chọn lựa kernel Tích chập cịn mang lại khả định tính chất ảnh tái tạo mềm hay sắc cạnh việc chọn lựa kênh tích chập (hình 2.13) Phép chiếu ngược với tích chập xem phương pháp tốt việc tái tạo ảnh CT ngày Câu 44 :So sánh loại đầu dò dùng CT :  Hệ thớng đầu dị :Cấu tạo ngun lý hoạt đợng dạng đầu dò dùng CT Lịch sử phát triển đầu dò CT đã trải qua nhiều ý tưởng đưa vào thảo luận theo đuổi Tuy nhiên đứng trước đòi hỏi khắc khe độ nhạy cao, hiệu suất hấp thụ lượng tử cao, hiệu suất hình học cao, thời gian đáp ứng hồi phục nhanh, mức độ tương tác phần tử đầu dị nhỏ, ởn định mơi trường ẩm, chịu nhiệt tốt, giá thành rẻ, dễ gia công chế tạo v.v…chỉ hai nguyên lý tương ứng với hai kiểu đầu dò thể ưu đưa vào sử dụng:  Đầu dị ion khí xenon mơi trường áp suất cao  Đầu dị dạng tinh thể nhấp nháy Đầu dị khí xenon thực chất mợt b̀ng ion hóa chứa đầy khí xenon đặt ở áp suất cao Hai bên buồng gắn với điện cực một nguồn điện một chiều, tia X xuyên vào buồng tương tác với nguyên tử khí xenon sẽ xảy tượng ion hóa tách nguyên tử thành ion, ion dương sẽ di chuyển cực âm ion âm ngược lại sẽ dịch chuyển cực dương nguồn Quá trình sẽ tạo mợt tín hiệu mạch kín, khuếch đại biến đởi thành tín hiệu đo đạc cần thiết Hình 3.16 – Nguyên lý hoạt động của kiều đầu dò sử dụng CT Đầu dị dạng tinh thể nhấp nháy bao gờm mợt tinh thể có khả hấp thu lượng tia X sau xạ ánh sáng khả kiến Cesium iodide, Cadmium tungstate vật liệu gốm gadolinium oxysulfide Ánh sáng khả kiến tạo sẽ thu nhận thành tín hiệu điện photodiode Đầu dị khí xenon thể ưu vượt trội nhờ nguyên lý hoạt động đơn giản, độ nhạy đầu dị phụ tḥc vào áp suất nên có thể điều chỉnh đợ nhạy đầu dị khác xác giớng cách sử dụng chung mợt b̀ng áp suất cho hệ thớng đầu dị, thời gian đáp ứng nhanh nhờ tốc độ suy giảm nhanh… Hiệu suất lượng tử thấp xem bất lợi lớn so sánh đầu dị khí với dạng đầu dị rắn Tuy nhiên tởng hiệu suất hệ thớng đầu dị khơng chỉ định bởi hiệu suất lượng tử bề dày đầu dò mà cịn phụ tḥc vào mợt sớ yếu tớ cấu trúc khác Hiệu suất hình học một yếu tố quan trọng thường định khoảng chết đầu dò Hiệu suất đầu dò khí có khoảng biến thiên lớn thay đởi thơng sớ kỹ thuật đầu dị như: áp suất buồng, bề dày buồng, bề dày lớp cửa sổ buồng… Bảng 3.4 – Hiệu suất đầu dị hệ thớng đầu dị Dạng đầu dò 20 cm H2O 20 cm H2O cm xương 40 cm H2O cm xương 120 kVp Khí xenon 1.3 mm* 10 bar, cm 42.8% 39.2% 32.9% Khí xenon 1.3 mm 25 bar, cm 74.0% 73.8% 72.7% Tinh thể nhấp nháy 1.4 mm 89.9% 88.1% 84.5% 38.4% 34.3% 27.1% 71.0% 70.3% 67.0% 85.3% 83.3% 78.2% 140 kVp Khí xenon 1.3 mm 10 bar, cm Khí xenon 1.3 mm 25 bar, cm Tinh thể nhấp nháy 1.4 mm * Đầu dị khí xenon có kích thước 1.3 mm, áp suất b̀ng bề sâu buồng dấu ngoặc đơn Tổng quát đánh giá chất lượng ảnh, hệ thớng đầu dị định đến khả giảm xảo ảnh, khả phân biệt ở chế độ tương phản thấp cũng ảnh hưởng đến hiệu suất liều trực tiếp gián tiếp tồn bợ hệ thớng Đầu dị khí xenon có ưu vấn đề nhờ khả thu nhận kết đờng bởi phân bớ khí đờng đầu dị Điều giải thích đầu dò chú ý sử dụng mợt thời gian dài Thêm vào đó, thời gian đáp ứng đầu dị khí xenon tớt vì mà thập niên 80 kỷ 19, có mợt sớ nhà sản xuất đã chủn từ đầu dị rắn sang sản xuất đầu dị khí xenon trước yêu cầu hệ thống CT quét nhanh nhờ kỹ thuật vịng trượt Hình 3.17 – Đờ thị độ suy giảm của một số vật liệu đầu dò CT Chọn lớp cắt : MRI cho phép xem hình ảnh một lớp cắt bất kì vị trí với góc đợ Để làm điều này, gradient chọn lớp cắt sử dụng Về bản, vector gradient tạo tần số Larmor khác lớp cắt khác Nếu ḿn chọn mợt lớp cắt đó, ta chỉ cần chọn tần sớ sóng RF trùng với tần số Larmor lớp cắt cấn quan tâm Và có mợt lưu ý vector gradient áp dụng phải vng góc với lớp cắt cần chọn Bản thân Gx, Gy, Gz có vai trị việc chọn lớp cắt Các lớp cắt xiên phới hợp ba vector gradient Sóng RF có tần sớ Larmor bao bởi mợt sóng mang có dạng sinc(x) = (sinx)/x Tần sớ Larmor định vị trí lớp cắt, cịn băng thơng Δf sóng mang với cường đợ gradient Gs định độ dày lớp cắt theo công thức : Tùy vào đợ dày lớp cắt mà ta có thể chọn thay đổi Gs hoặc hai thông số Gs Δf Thông thường với lớp cắt từ – 10 mm thì ta hiệu chỉnh Gs Với lớp cắt nhỏ mm thì giảm thêm Δf Lớp cắt mỏng, Gs lớn Lớp cắt dày thì cường đợ tín hiệu thu tăng, tăng tỉ sớ tín hiệu nhiễu Tuy nhiên đợ tương phản lại giảm Lớp cắt xiên : Thực tế bộ phận cần chụp cũng nằm dọc theo một ba trục X, Y, Z Điều tạo một khái niệm lớp cắt xiên Khi q trình mã hóa khơng gian kết hợp lúc trường gradient theo ba trục để tạo lớp cắt, mã hóa pha mã hóa tần sớ Hình minh họa mợt ví dụ lớp cắt xiên:  Mã hóa pha và mã hóa tần sớ : Khi lớp cắt đã chọn, vấn đề phải phân biệt vị trí voxel khác lớp cắt Để thực điều này, trường gradient mã hóa pha trường gradient mã hóa tần sớ sử dụng Cơ chế hai trường gradient hoạt đợng sau: Sau kích xung RF, vector spin lớp cắt tiến động tần số pha Khi gradient mã hóa pha sử dụng, vector spin bắt đầu tiến động với tần số khác tùy theo vị trí chúng chiều dọc trường gradient: điểm ở phần âm trường gradient sẽ tiến đợng với tần sớ bị suy giảm, cịn điểm ở phần dương trường gradient sẽ tiến động với tần sớ tăng cường Sau đó, gradient mã hóa pha tắt đi, vector spin lại tiến đợng với tần số pha chúng đã bị thay đởi Khi thu nhận tín hiệu, gradient mã hóa tần số áp dụng với chế tương tự gradient mã hóa pha Kết hai trình mã hóa tín hiệu mỡi voxel sẽ mang một đặc trưng tần số pha riêng Tuy nhiên, tín hiệu MRI thu đươc khơng phải từ voxel riêng biệt mà tổng tất tín hiệu lớp cắt Ví dụ tính toán GS, GP, Gf cho lớp cắt :Ví dụ sử dụng B0 = 0.95 T, tương ứng với tần số Larmor H 40.46 MHz  Gradient chọn lớp cắt : Ta dựa vào giả thiết lớp cắt 10 mm sử dụng Gs = 2.4 [ mT / m ] Các thông số kĩ thuật: Độ dày lớp cắt: ST (Slice Thickness) = 4mm Số lớp cắt: Vị trí lớp cắt: 0mm -8mm -16mm Cường độ gradient GS cho lớp cắt 4mm: Băng thông sóng RF: Gradient chọn lớp cắt làm tần sớ dịch chuyển 1022 Hz mỗi 4mm Vậy tần số trung tâm mỡi lớp cắt tính sau  Gradient mã hóa pha : Các thơng sớ kĩ thuật: Ma trận ảnh: MA (Matrix size) = 256 x 256 FOV = 250 mm Thời gian hiệu dụng Gp: t = 3.88 ms Tính pha tạo điểm biên trường nhìn Độ lệch pha cực đại Δφ điểm xét hai bước mã hóa pha liên tiếp φn φn+1 tạo π Khi cường đợ tới đa gradient mã hóa pha là:  Gradient mã hóa tần sớ : Các thông số kĩ thuật: Chuỗi xung SE Thời gian echo ngắn nhất: TEmin (Time of Echo)= 15 ms Băng thông pixel: pbw (Pixel BandWidth )= 130 Hz Ma trận ảnh: MA = 256 x 256 FOV = 250 mm Băng thơng tồn ma trận ảnh: Thời gian mã hóa tần sớ: PHẦN :CÁC PHƯƠNG PHÁP GHI NHẬN TÍN HIỆU MRI : Tín hiệu FID thực tế khó để ghi nhận vì thời gian suy giảm nhanh Mục đích phương pháp kéo dài thời gian tờn tín hiệu MRI để có thể đo mợt cách rõ ràng xác Các phương pháp để ghi nhận tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân gồm:  Phương pháp SE_ Spin Echo  Phương pháp IR_ Inversion Recovery  Phương pháp GRE_ Gradient Echo Phương pháp SE :  Giới thiệu : Phương pháp SE phương pháp thu nhận hình ảnh cổ điển cộng hưởng từ hạt nhân vẫn sử dụng ngày Trong phương pháp này, tín hiệu khơng thu nhận sau xung 900-RF vì suy giảm nhanh đã nói ở Thay vào đó, cách sử dụng một xung 1800RF, vector spin hồi pha để kéo dài thời gian tồn sau tín hiệu thu nhận Ta có thể mơ tả cách thức hoạt động hai xung RF một cách đơn giản hình sau đây: Để tìm hiểu q trình hời pha, ta xem xét ví dụ sau: Trong một cuộc đua, người xuất phát từ mợt điểm Khi c̣c đua bắt đầu sẽ có người chạy trước người chạy sau Giả sử ta có mợt tiếng cịi trọng tài u cầu người chạy ngược lại vạch xuất phát, người chạy trước sẽ trở thành chạy sau ngược lại Nếu giữ vận tớc vớn có mỗi người thì kết vận động viên lại ở vạch xuất phát lúc Từ ví dụ trên, ta nhận thấy xung 1800-RF có tác dụng giớng tiếng cịi trọng tài Nó làm cho vector spin (vớn đã bị lệch pha trước đó) nhanh chóng hời pha tạo tín hiệu echo Cách hành sử vector spin hình minh họa sau tương tự vận đợng viên ví dụ Tuy vector từ hóa Mxy bị đảo ngược chiều sau có xung 1800-RF tín hiệu khơng bị đảo chiều vì ta chỉ ghi nhận cường đợ tín hiệu Khi quan sát đồ thị với nhiều xung 1800-RF ta sẽ thấy rõ tín hiệu thu thực sẽ Các xung 1800-RF theo sau xung 900-RF cho phép thu nhiều ảnh một chu kì Chuỗi xung gọi Multi-SE Tuy nhiên sau mỗi xung 1800-RF thì tất vector spin hời pha Sẽ có mợt sớ vector spin khơng đáp ứng với xung kích thích Điều làm cho tín hiệu echo sau suy giảm cường đợ Nếu kí hiệu S cường đợ tín hiệu thì S tính bởi công thức:  Chuỗi xung SE : Chuỗi xung SE đặc trưng bởi hai thông số: Thời gian lặp xung – TR(Time of Repetition): thời gian hai xung 900-RF Thời gian echo – TE: thời gian từ xung 900-RF đến đỉnh tín hiệu echo Xung 1800-RF xuất sau thời gian ½ TE Giá trị TE thông thường nằm khoảng 10 – 200ms TR phải đủ dài để vector từ hóa dọc hời phục chuẩn bị cho xung kích thích Thông thường TR nằm khoảng 200 – 3000ms Giản đồ xung sau sẽ cho ta thấy rõ phối hợp xung RF – Gz – Gy– Gx nhằm tạo tín hiệu Đầu tiên, xung 900-RF có tác dụng hình thành vector từ hóa ngang mợt lớp cắt định vị nhờ gradient chọn lớp cắt Gz Khi ngưng kích thích, vector từ hóa ngang bắt đầu q trính tiến đợng phát xung FID Tín hiệu khơng thu nhận suy giảm nhanh Sau thời gian ½TE, mợt xung 1800-RF (đi kèm gradient Gz để định vị lớp cắt) phát có tác dụng hời pha vector spin Tín hiệu Echo tạo ghi nhận sau khoảng thời gian ½TE Giữa hai xung 900-RF 1800-RF trình mã hóa pha mã hóa tần sớ gradient Gy Gx Lưu ý quy trình lặp lại cho mỡi bước mã hóa pha Gy khác Sớ lần lặp lại tùy tḥc vào kích thước ma trận ảnh  Ứng dụng : 2D SE sử dụng trong:  Chụp hình não, hốc mắt, thần kinh thính giác  Chụp khớp, chỉnh dây chằng, gân,  Chụp ảnh cột sống  Chụp tim, phổi Các ứng dụng chủ yếu thể cấu trúc giải phẫu Nếu muốn đánh giá chức thì phương pháp GRE đem lại kết tốt Phương pháp IR :  Giới thiệu : Phương pháp IR sử dụng kết hợp TR TE phương pháp SE không đủ để tạo nên độ tương phản rõ ràng cho ảnh T1 Về bản, phương pháp IR cũng tương tự phương pháp SE Điểm khác : đối với phương pháp IR, xung 1800-RF sẽ sử dụng đầu tiên – thay vì 900-RF phương pháp SE – nhằm đảo chiều vector từ hóa dọc Sau mợt khoảng thời gian đó, xung phương pháp SE sẽ áp dụng tín hiệu thu nhận tương tự phương pháp SE Trong phương pháp IR xuất mợt thơng sớ mới, thời gian đảo chiều TI (Time of Inversion ) TI định nghĩa khoảng thời gian xung đảo chiều xung kích thích TI phụ tḥc vào đường đặc trưng T1 mô Việc lựa chọn TI quan trọng việc thể độ tương phản cho mợt loại mơ tạo ảnh T1 Hai dạng đặc trưng phương pháp IR tạo ảnh STIR_ Short TI Inversion Recovery xóa mỡ tạo ảnh FLAIR_ FLuid Attenuated Inversion Recovery xóa dịch não tủy (CSF_ CerebroSpinal Fluid ) Hai loại ảnh có cách chọn TI ở mợt giá trị đặc biệt phù hợp với đường đặc trưng T1 mỡ hoặc dịch não tủy Cơ chế hình thành hai dạng ảnh trình bày phần  Chuỗi xung IR : Cơ chế chuỗi xung IR diễn tả sau: Trước hết, một xung đảo chiều 1800-RF có tác dụng làm cho vector từ hóa dọc Mz từ vị trí định hướng theo trục +Z chuyển sang định hướng theo trục –Z Cùng lúc với xung đảo chiều gradient Gz để bảo đảm cho xung chỉ tác dụng lên một lớp cắt chỉ định mà thơi Khi ngưng kích xung, vector từ hóa Mz sẽ hời phục từ giá trị âm lên giá trị dương Tốc độ hồi phục phụ thuộc vào T1 mô tương ứng Lúc vẫn chưa xuất vector từ hóa Mxy mặt ngang Mxy chỉ xuất có xung kích thích 900-RF cường đợ đúng cường đợ vector từ hóa dọc Mz trước có xung kích thích Cơ chế sau ch̃i xung IR giống chế chuỗi xung SE  Ứng dụng : Phương pháp IR giúp tạo ảnh T1 có đợ tương phản cao Bù lại thời gian thu nhận ảnh kéo dài một chút so với phương pháp SE Chọn TI phù hợp giúp tạo hai dạng ảnh đặc trưng STIR FLAIR Phương pháp GRE :  Giới thiệu : Lúc đầu, mục đích việc đưa phương pháp ghi nhận ảnh khác MRI giảm thời gian chụp, giảm xảo ảnh chuyển động mà chất lượng ảnh phải đủ thơng tin cho chẩn đốn Sau này, với tiến bộ kĩ thuật chụp, u cầu dần đáp ứng mà mợt giải pháp đầu tiên đưa phương pháp GRE Về mặt tên gọi, phương pháp GRE biết đến với nhiều tên gọi khác FFE_ Fast Field Echo , FLASH_ Fast Low Angle SHot, GRASS_ Gradient Recalled Acquisition in Steady State tùy thuộc vào giá trị đặc biệt thông số α, TR, TE Để tìm hiểu GRE, ta hãy so sánh GRE với SE Cả hai sử dụng một xung RF kích thích vector từ hóa mạng: ở SE xung 900-RF, ở GRE xung α-RF với α < 900 Cả hai sử dụng một tác nhân làm cho vector spin hời pha để tạo tín hiệu echo: ở SE, tác nhân xung 1800-RF; cịn ở GRE, tác nhân xung gradient đảo chiều Mợt điểm khác biệt cường đợ tín hiệu echo phương pháp GRE định bởi T2*, T2 phương pháp SE Vì TE TR phương pháp GRE rút ngắn đáng kể so với phương pháp SE  Chuỗi xung GRE : Chuỗi xung GRE đặc trưng bởi ba thông sớ TR, TE góc lật α TE trường hợp định nghĩa thời gian từ xung αRF đến tín hiệu echo Cơ chế ch̃i xung GRE mô tả sau: đầu tiên, một xung α-RF kích thích lúc với gradient chọn lớp cắt Gz nhằm lật vector từ hóa M0 lớp cắt lệch mợt góc α nhỏ so với trục +Z Theo sau trình mã hóa pha mã hóa tần sớ hai trường gradient Gy Gx Tiếp theo trình hồi pha gradient mã hóa tần sớ Gx đảo chiều, nhờ tín hiệu MRI xuất thu nhận ở c̣n thu Lưu ý tín hiệu đặc trưng bởi T2* T2 phương pháp SE Bởi vì xung kích thích xuất nhanh sau (do TR GRE ngắn), nhằm tránh ảnh hưởng tín hiệu lần trước lên tín hiệu lần sau nên hai trường gradient Gy Gx lại áp dụng có tác dụng triệt tiêu vector từ hóa ngang cịn sót lại ở q trình thu nhận tín hiệu trước Các bước lặp lại với sớ lần tùy tḥc vào kích thước ma trận ảnh Một vấn đề đặt ta nên chọn góc α để thu tín hiệu tớt nhất? Điều phụ tḥc vào TR T1, góc lệch đặc biệt gọi góc Ernst θE tính bởi : Tỉ lệ TR/T1 phương pháp SE vào khoảng >10 → θE ≈ 900  Ứng dụng : Chuỗi FLASH cho độ tương phản chất trắng chất xám não tốt GRASS nên ưu tiên thăm khám khơng cần thời gian ngắn Ch̃i GRASS có hệ sớ tín hiệu nhiễu tớt FLASH khoảng thời gian ngắn nên thích hợp thăm khám nhanh PHẦN :CHẤT LƯỢNG HÌNH ẢNH : Khi chụp ảnh cộng hưởng từ, mục tiêu đặt thu hình ảnh với chất lượng có thể chấp nhận để phục vụ cho mục đích chẩn đốn bệnh Chất lượng ảnh cợng hưởng từ định bởi yếu tố sau:  Độ tương phản  Độ phân giải không gian  Hệ sớ tín hiệu nhiễu (SNR)  Xảo ảnh Thời gian chụp cũng một yếu tố quan trọng Thơng thường, mợt ảnh MRI chất lượng cao sẽ có thời gian chụp dài Trong điều kiện lý tưởng, một ảnh MRI tốt phải tăng tối đa độ tương phản, độ phân giải không gian cao, tăng hệ sớ tín hiệu nhiễu, giảm tới đa xảo ảnh thời gian chụp phải ngắn có thể Độ tương phản : Để ảnh MRI có giá trị chẩn đoán bệnh, ta phải bảo đảm độ tương phản phải ở một mức độ để có thể phân biệt mơ khác Độ tương phản hai mô định nghĩa sai khác tương đới cường đợ tín hiệu Bằng cách thay đổi thông số thời gian xung RF (TR, TE) phương pháp thu nhận ảnh, ta có loại: ảnh T1 (T1-weighted), ảnh T2 (T2-weighted), ảnh T2* (T2*-weighted), ảnh mật độ proton – hay gọi ảnh PD (Proton Density weighted) với độ tương phản khác  Độ tương phản phương pháp SE :tùy thuộc vào yêu cầu thực tế mà ta có lựa chọn thơng sớ TR TE cho hợp lý Sự kết hợp TR TE tóm tắt bảng sau  Độ tương phản phương pháp Inversion Recovery (IR) : Trong phương pháp IR, cách điều chỉnh TR, TE, TI mà ta có đợ tương phản khác  Cơ chế tạo ảnh STIR: mục đích ảnh STIR loại bỏ tín hiệu mơ mỡ Chất béo (mỡ) mơ có T1 ngắn ta chọn TI thời điểm đường đặc trưng T1 mơ mỡ giao với trục thời gian Tại Mz = Thông thường TI chọn vào hoảng 0.6 T1 (120 – 150ms), TR chọn khoảng 2000ms Ảnh STIR hiển thị theo chế độ modulus   Cơ chế tạo ảnh FLAIR: kĩ thuật FLAIR thường dùng để loại bỏ tín hiệu dịch não tủy Các mơ chứa dịch não tủy có T1 dài Do TI chọn kĩ thuật dài, vào khoảng 2000ms, TR khoảng 6000 – 9000ms Ảnh FLAIR ảnh T2 hiển thị theo chế đợ Modulus Ảnh T2 tạo kĩ thuật FLAIR có dịch não tủy màu đen, khác với ảnh T2 khác có dịch não tủy màu trắng  Đợ tương phản phương pháp Gradient Echo (GRE) : phương pháp Gradient Echo, cách hiệu chỉnh thông số TR, TE góc lật α mà đợ tương phản lại thể ở mức độ khác Sự phối hợp TE góc α mơ tả bảng sau Với TE dài α nhỏ, độ tương phản phụ thuộc vào đường đặc trưng T2*, tạo thành ảnh T2*, TR phải dài (khoảng 200 – 400 ms) Ảnh PD kết hợp TE ngắn, α nhỏ TR dài lật Tỉ số tín hiệu nhiễu (SNR) : mục tiêu thu nhận tín hiệu cợng hưởng từ phải đạt SNR lớn tớt Điều đờng nghĩa với việc tăng cường đợ tín hiệu hữu ích giảm tới đa tín hiệu nhiễu  Ảnh hưởng kích thước voxel : SNR ~ kích thước voxel  Khi tăng THK_ST , SNR sẽ tăng tuyến tính tương ứng có nhiều vector spin kích thích  Khi tăng FOV, kích thước voxel tăng theo Do dó SNR cũng tăng tương ứng, ảnh bị hạt tượng nhiễu chồng lấn cũng giảm  Kích thước ma trận MS sớ pixel mợt hàng hay cợt Khi tăng gấp đơi MS, kích thước voxel giảm lần, đồng nghĩa với SNR giảm lần Bù lại, độ phân giải không gian sẽ tăng gấp đôi hạn chế tượng mờ đường biên bộ phận  Ảnh hưởng thiết bị phần cứng :  Khi tăng Bo, cường độ tín hiệu MRI hữu ích tăng lên cường đợ vector từ hóa mạng tăng lên → SNR tăng Bù lại xảo ảnh đợ dịch chủn hóa học tăng Việc tăng Bo không ảnh hưởng đến độ phân giải thời gian quét ảnh        Cuộn thu RF đặt sát quan cần thăm khám thì tín hiệu thu mạnh hạn chế nhiễu từ vùng xung quanh Chính vì loại cuộn thu RF chuyên dụng cho SNR tốt cuộn thu RF tổng quát Bù lại mơ ở xa c̣n thu lại cho tín hiệu yếu loại cuộn thu RF chuyên dụng làm xuất xảo ảnh chồng lấn Lựa chọn cuộn thu RF không làm ảnh hưởng đến độ phân giải không gian, độ tương phản hay thời gian quét ảnh Ảnh hưởng loại chuỗi xung sử dụng :các chuỗi xung, bản, lựa chọn thông số đặc trưng chúng TR, TE, α để tạo ảnh MRI với độ tương phản mong ḿn Sự lựa chọn cũng sẽ ảnh hưởng đến SNR, độ phân giải không gian, xảo ảnh thời gian quét Ảnh hưởng số lần thu nhận tín hiệu (NSA) :SNR ~ ( NSA ) 1/2 Vì NSA thông số thường dùng để tăng SNR Bù lại thời gian quét ảnh tăng lên tương ứng Ảnh hưởng rFOV : một bất lợi rFOV suy giảm sớ tín hiệu thu nhận được, từ làm giảm SNR Ảnh hưởng phương pháp quét bán phần : phương pháp quét bán phần phương pháp có thể tiết kiệm khoảng 40% thời gian quét chỉ có khoảng 60% liệu thu nhận Phần liệu lại chép từ dịng liệu có sẵn tính chất đới xứng liệu khơng gian k Do chỉ có khoảng 60% liệu thu nhận so với bình thường nên SNR giảm Ảnh hưởng phương pháp quét thu gọn : Giảm thời gian chụp tùy vào % liệu thu nhận  tăng SNR phương pháp khác với hai phương pháp nhờ lợi tăng cường SNR tín hiệu nhiễu từ dòng liệu lược bớt thay Nếu ta thu nhận 70% liệu thì SNR tăng lên khoảng 19% Phương pháp hữu dụng trường hợp thời gian quét dài đợ phân giải tồn bợ khơng địi hỏi q nghiêm ngặt Ảnh hưởng phương pháp chụp khối 3D : Trong phương pháp chụp khối 3D, SNR tăng cường liệu thu một vùng không gian lớn thay vì chỉ một lớp cắt hẹp Khi :  Ảnh hưởng đợ dịch chủn hóa học (WFS) : WFS tượng tần sớ cợng hưởng nước chất béo có sai khác nhỏ làm xuất đường biên trắng (hoặc đen) bợ phận có chứa chất béo Nguyên nhân tượng do: chắn electron chỗ làm giảm cường độ từ trường tác động tới hạt nhân hay chắn từ xa (hay gọi chắn bất đẳng hướng) gây bởi nguyên tử hoặc nhóm nguyên tử bên cạnh proton SNR ~ ( WFS )1/2 Độ phân giải không gian : độ phân giải không gian định nghĩa khả nhận biết hai pixel gần tính sớ pixel/cm hoặc nghịch đảo độ rộng pixel Vì pixel nhỏ thì độ phân giải lớn Độ phân giải một ảnh MRI cân yếu tố : nhu cầu – thời gian – xảo ảnh Thời gian thu nhận ảnh : đối với một phương pháp chụp thơng thường, thời gian quét tính công thức: Thời gian = NP x TR x NSA (NP sớ bước mã hóa pha) Các loại xảo ảnh :  Xảo ảnh chuyển động bệnh nhân : để loại bỏ tác động không mong muốn này, cần phải làm cho bệnh nhân cảm thấy thoải mái chụp yêu cầu bệnh nhân nằm n Có thể sử dụng dây ḅc để cớ định vùng chụp Nếu biện pháp mà vẫn khơng hạn chế xảo ảnh, ta có thể dùng biện pháp tăng sớ lần đo hay cịn gọi kĩ thuật lấy tín hiệu trung bình SMART  Xảo ảnh nhịp thở : có kĩ thuật giúp hạn chế xảo ảnh loại là:  Kĩ thuật bù nhịp thở (RC)  Kĩ thuật thu nhanh (Breathhold)  Kĩ thuật SMART  Kĩ thuật bão hịa cục bợ (REST)  Xảo ảnh tim : có kĩ thuật thường sử dụng nhằm tránh loại xảo ảnh tim gây ra, là:  Kĩ thuật đánh dấu sau sóng R (PT)  Kĩ thuật quét theo cổng (GS)  Kĩ thuật thu ảnh liên tiếp đơn lớp cắt (RT)  Xảo ảnh chồng lấn : Có cách để tránh xảo ảnh chờng lấn Cách đơn giản tăng FOV cho có thể chứa đầy đủ chi tiết giải phẫu Nếu chi tiết vẫn nằm FOV, ta có thể dùng kĩ thuật Oversampling hoặc gây bão hịa vector từ hóa vùng gây xảo ảnh Tác nhân tương phản :mặc dù MRI có nhiều cách để can thiệp vào độ tương phản so với phương pháp ghi nhận hình ảnh khác, vẫn có mục đích chẩn đốn địi hỏi phải có thêm tác nhân tương phản như: Cần cho việc đưa chẩn đoán Cần quan sát kĩ đặc điểm mợt mơ điều trị nâng cao Giảm xảo ảnh Theo dõi chức một bộ phận Giảm thời gian chụp Cần độ nhạy tương phản cao Tác nhân tương phản sử dụng MRI cần phải đáp ứng yêu cầu sau:  Tính thẩm thấu  Tính nhạy từ  An tồn cho bệnh nhân  Không độc  Ổn định  Đào thải nhanh  Tương thích sinh học Các loại tác nhân tương phản thường dùng : Có loại tác nhân tương phản thường dùng, là:  Tác nhân tích cực: chứa ngun tớ có tính thuận từ cao Mn2+, Fe2+, Gd3+, … Mục đích làm ảnh hưởng đến thời gian hồi phục T1 thời gian suy giảm T2, mà quan trọng làm giảm T1 mô  Tác nhân thụ động: chứa nguyên tố có tính thuận từ cực cao Dy3+, Ho3+, Eu2+ … Mục đích làm ảnh hưởng đến thời gian hồi phục T1 thời gian suy giảm T2, mà quan trọng làm giảm T2 T2* mô ... vấn đề mà MSCT vấp phải…Hình 2.18 – CT nguồn phát tia X của Siemens Dạng CT khác : CT kiểu chùm electron EBCT (Electron Beam CT) : Năm 1977, trước yêu cầu giảm thời gian quét CT Trong đa... đã cho đời một hệ CT mệnh danh CT siêu nhanh (Ultrafast CT) Hình 2.19 – Sơ đồ thiết bị CT kiểu chùm electron năm 1977 EBCT mợt ý tưởng hồn tồn khác so với thiết bị CT có từ trước Đầu... Các xung 1800-RF theo sau xung 900-RF cho phép thu nhiều ảnh một chu kì Chuỗi xung gọi Multi-SE Tuy nhiên sau mỗi xung 1800-RF thì tất vector spin hời pha Sẽ có mợt sớ vector spin khơng