Nghiên ứu ứng dụng tạo ảnh ộng hưởng từ xung flair (fluid attenuated inversion reovery) trên máy ộng hưởng từ 1,5 tesla

Tần số cộng hƣởng còn gọi là tần số Larmor.1.1 Từ tính của các spin Trang 4 có số lẻ các neutron và proton mới có momen từ và đƣợc sử dụng trong tạo ảnh MRI [2].Hình 1.1 Một hạt nhân có

MỞ ĐẦU

Lý do chọn đề tài

Chẩn đoán hình ảnh hiện nay đã chứng tỏ là một bộ phận không thể thiếu trong các hoạt động chẩn đoán, điều trị của hệ thống chăm sóc sức khỏe cộng đồng Một trong những thiết bị dẫn đầu về mức độ ứng dụng và hiện đại là thiết bị chụp ảnh cộng hưởng từ hạt nhân MRI Hiện nay trên cả nước có nhiều hệ thống MRI các loại với cường độ từ trường từ 1.5T trở lên Trực tiếp vận hành các hệ thống MRI trên phần lớn là kỹ thuật viên và một số

ít bác sĩ Các cơ sở giảng dạy về MRI hiện tại có ĐH Bách Khoa Hà N ội,một số trường Đại học Kỹ thuật khác, Viện vật lý Ngành Vật lý kỹ thuật và - các khoa Chẩn đoán hình ảnh của các trường đại học Y Tài liệu tham khảo tiếng Việt rất hạn chế, chủ yếu là các tài liệu dịch thuật lưu hành nội bộ với các thông tin cung cấp ở dạng cơ bản Sinh viên, các kỹ thuật viên và bác sĩ hoạt động trực tiếp trong lĩnh vực này thường gặp nhiều khó khăn khi tiếp cận các khía cạnh kỹ thuật cũng như ứng dụng của MRI vì bản chất phức tạp của

nó Vì vậy, đối tượng mà luận văn hướng đến là: Sinh viên ngành Vật lý kỹthuật, sinh viên khối chuyên ngành kỹ thuật y sinh các trường Đại học, các

kỹ thuật viên và bác sĩ hoạt động trong lĩnh vực này với mục tiêu cung cấp một tài liệu tham khảo hữu ích, tạo cơ sở cho việc tiếp cận các kỹ thuật mới được thuận lợi hơn Bên cạnh đó, đề tài được chọn là do có sự giúp đỡ và tạo điều kiện của các thầy cô trong nhà trường, hỗ trợ về mặt chuyên môn và tài liệu kỹ thuật của các kỹ sư nhiều kinh nghiệm, sự hỗ trợ về mặt ứng dụng của các bác sĩ trực tiếp làm việc với MRI trong nhiều năm và đặc biệt là từ nhu cầu có thực của việc tìm hiểu MRI một cách hệ thống

Mục đích nghiên cứu

Mục đích nghiên cứu của luận văn này là:

1- Tìm hiểu nguyên lý và tạo ảnh hệ thống cộng hưởng từ

2- Bước đầu so sánh chất lượng tạo ảnh xung FLAIR chụp nhanh và xung FLAIR thường qui trên máy 1.5 Tesla

Phương pháp nghiên cứu

Luận văn được tiến hành thông qua phương pháp lý thuyết và thực hành trên bệnh nhân thực tế Việc khảo sát được thực hiện bằng thực tế tại máy chụp cộng hưởng từ 1,5 Tesla

Bố cục luận văn

Luận văn ngoài phần mở đầu thì chia làm 5 chương

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

CHƯƠNG 2 : CÁC THÀNH PHẦN CỦA HỆ THỐNG MRI

CHƯƠNG 3 : CÁC CHUỖI XUNG RF

CHƯƠNG 4 : ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ

CHƯƠNG 5 :

KHẢO SÁT ỨNG DỤNG TẠO ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ XUNG PHỤC HỒI ĐẢO NGHỊCH TÍN HIỆU NƯỚC (FLAIR – Fluid Attenuated Inversion Recovery ) TRÊN MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ 1,5 Tesla

CHƯƠNG 1

CƠ SỞ LÝ THUYẾT TẠO ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ

Khi một hạt nhân được đặt trong trường từ nó sẽ sắp xếp theo trường

từ, nó không cố định, mômen từ hạt nhân tiến động hoặc quay quanh trục của trường từ Tiến động là một hiện tượng vật lý có kết quả từ tương tác giữa trường từ và động lượng quay của hạt nhân Điều quan trọng của tiến động hạt nhân là nó tạo ra cho hạt nhân rất nhạy, hoặc quay với năng lượng RF có tần số giống với tần số tiến động Điều kiện này gọi là cộng hưởng và là cơ sở cho tạo ảnh MRI

Cộng hưởng là cơ sở cho hấp thụ và phát năng lượng đối với nhiều vật thể và thiết bị Các vật thể có ảnh hưởng nhiều nhất trong trao đổi năng lượng tại tần số cộng hưởng Cộng hưởng của vật thể hoặc thiết bị được xác định bằng các đặc tính vật lý nào đó Tần số cộng hưởng của một hạt nhân được xác định bằng sự kết hợp giữa các đặc tính của hạt nhân và cường độ từ trường Tần số cộng hưởng còn gọi là tần số Larmor

1.1 Từ tính của các spin

Như chúng ta đã biết, một điện tích (âm hoặc dương) khi chuyển động

sẽ tạo thành một từ trường Điện tích chuyển động càng nhanh thì từ trường sinh ra càng lớn Hạt nhân nguyên tử bao gồm các hạt mang điện proton và các hạt không mang điện neutron Neutron và proton có khối lượng xấp xỉ nhau, gấp 1840 lần khối lượng của electron, và được gọi chung là các nucleon Cả proton và neutron đều có thuộc tính tự quay quanh mình gọi là spin, do đó tạo thành moment từ Trong hạt nhân, nếu các proton tạo thành từng cặp theo hai hướng đối nhau thì momen từ của chúng sẽ khử lẫn nhau

và không thể tạo thành các momen từ hạt nhân, như vậy hạt nhân sẽ không thể phản hồi lại các xung tần số radio hay tạo ảnh Vì thế chỉ có các hạt nhân

có số lẻ các neutron và proton mới có momen từ và được sử dụng trong tạo ảnh MRI [2].

Hình 1.1 Một hạt nhân có điện tích hoạt động như một nam châm

Trong cơ thể, sự tập trung các thành phần hóa học trong mô có thể cho

ta thấy được tuỳ vào các loại mô và các hệ số trao đổi chất và trạng thái bệnh

lý Bốn nguyên tố Hydro, Carbon, Nito, Oxy chiếm tới 99% mô Các nguyên

tố khác như Natri, Photpho, Kali… có mặt với độ tập trung rất thấp Canxi tập trung trong xương hoặc trong các chất lắng cặn riêng biệt Đồng vị nhiều nhất của bốn loại nguyên tố chiếm tới 99% mô là Hydro-1, Carbon-12, Nito-

14 và Oxy-14 Chỉ Hydro là một trong bốn loại đồng vị có hạt nhân từ tính mạnh

Hạt nhân của nguyên tử Hydro có cấu tạo đơn giản nhất, chỉ gồm có proton mà không chứa neutron Đây là nguyên tố thích hợp nhất cho tạo ảnh cộng hưởng từ vì:

- Hydro là nguyên tố rất phổ biến trong cơ thể người chủ yếu là trong nước và mỡ

- Hydro có độ nhạy cao nhất với cộng hưởng từ so với các nguyên tố khác

1.2 Chuyển động của các spin trong từ trường

Trong điều kiện bình thường, khi không có tác động của từ trường ngoài moment từ của hạt nhân 1H sắp xếp ngẫu nhiên Lúc này từ trường

tổng của chúng bằng không.

Khi ta đưa vào từ trường ngoài B0, các moment từ sẽ thay đổi theo hướng của B0 Các moment từ hay các spin bị buộc thay đổi theo hai hướng

so với B0, song song hoặc đối song

Hình 1.2 Các spin định hướng theo từ trường B0

Thực chất trục của moment từ không thẳng hàng với hướng của B0, chúng chuyển động tiến động quanh B0 với tần số riêng Điều này giống với

sự tự chuyển động của trái đất xung quanh nó

Hình 1.3 Vector từ trường song song và đối song

với từ trường chính B0

Các proton với mức năng lượng thấp sẽ sắp xếp theo hướng từ trường ngoài, các proton có mức năng lượng cao sẽ sắp xếp ngược hướng từ trường ngoài Thông thường số lượng các proton ở mức năng lượng thấp hơn nhiều

so với số proton ở mức năng lượng cao Số lượng spin chênh lệch theo hai hướng phụ thuộc các yếu tố sau:

- Mật độ proton trong một đơn vị thể tích

- Cường độ từ trường ngoài càng lớn thì số lượng proton sắp xếp theo hai hướng ngược nhau càng lớn

Tương quan giữa số lượng proton có vector spin định hướng cùng chiều có mức năng lượng thấp N- và ngược chiều có mức năng lượng cao N+với từ trường ngoài tuân theo phân bố Boltzmann:

N-/N+ = e-∆E/kT

Với: E là sự chênh lệch giữa hai mức năng lượng

k là hằng số Boltzmann, k = 1.3805x10-23 J/Kelvin

T là nhiệt độ tuyệt đối, tính theo đơn vị Kelvin

Sự chênh lệch hai mức năng lượng tỷ lệ với tần số:

1.3 Tần số Lamor

Giống như con quay quay đảo xung quanh trục của nó, các proton cũng

quay đảo xung quanh trục được gọi là chuyển động tiến động quanh trục từ trường ngoài khi proton được đặt trong từ trường ngoài Tần số của chuyển động tiến động này tỷ lệ với cường độ từ trường ngoài và được gọi là tần số Lamor Khi đưa vào một xung RF có tần số đúng bằng tần số Lamor thì hiện tượng cộng hưởng xảy ra

Hình 1.4 Sự quay đảo của các spin giống như con quay

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

f = µB0/2лLTrong đó: f là tần số tiến động của hạt nhân

µ là mômen từ proton

B0 là cường độ từ trường tính theo đơn vị Tesla

L là động lượng góc quay protonĐặt γ = µ/2лL Do µ và 2лL là cố định với mỗi hạt nhân nên γ cũng là hằng số đối với mỗi hạt nhân

Như vậy ta có phương trình viết đơn giản là: f = γB0 Với γ gọi là hệ

số từ hồi chuyển, đặc trưng cho mỗi hạt nhân

Phương trình trên gọi là phương trình Larmor Đây là phương trình cơ bản, cho biết tần số cộng hưởng (tần số Larmor) của một hạt nhân tỷ lệ với

từ trường ngoài B0tác động lên nó.

Nếu đặt lên cơ thể một năng lượng RF có tần số tương ứng với tần số cộng hưởng hạt nhân, một phần năng lượng sẽ bị hạt nhân hấp thụ Sự hấp thụ năng lượng này sẽ làm cho trục của các proton ra khỏi hướng của từ trường Năng lượng này làm cho các proton rơi vào trạng thái kích thích [3]

1 4 Sự hồi phục T1

Khi hạt nhân từ được đặt trong một từ trường, nó trở nên nhiễm từ theo hướng dọc Nó sẽ duy trì trạng thái này cho đến khi từ trường thay đổi hoặc sự nhiễm từ được định hướng lại do đặt một xung RF, qua một khoảng thời gian nó sẽ trở về vị trí dọc ban đầu Khi một hạt nhân đang ở trạng thái kích thích, nó có thể truyền năng lượng hấp thụ cho các hạt nhân khác hoặc các cấu trúc mô xung quanh để có thể quay trở về vị trí sắp xếp ban đầu và không bị kích thích nữa Quá trình đó gọi là quá trình phục hồi T1 Thời gian yêu cầu cho sự nhiễm từ dọc tăng lại phụ thuộc vào đặc tính của vật liệu và cường độ từ trường

Quá trình phát ra năng lượng RF xảy ra khi các spin chuyển từ mức năng lượng cao sang mức năng lượng thấp, sắp xếp theo hướng B0 Quá trình phát tín hiệu RF là kết quả của quá trình thành phần từ hoá theo trục Z (Mz) khôi phục lại trở về giá trị M0 T1 là thời gian hồi phục dọc hay hồi phục Spin-lattice, đó là thời gian thư giãn để thành phần từ hoá dọc trở lại trạng thái ban đầu hay sự hồi phục dọc

Ở trạng thái cân bằng, vectơ từ hoá thực nằm theo hướng của từ trường ngoài B0, và được gọi là véctơ từ hoá cân bằng M0

MKhi đó: 0 = Mz

Ta có thể thay đổi véctơ từ hoá thực bằng cách đưa vào hệ thống các spin này một năng lượng bằng năng lượng chênh lệch giữa hai trạng thái của spin Khi năng lượng này đủ lớn thì Mz=0

Khi tác động xung RF tạo ra từ trường B1, các spin quay theo các góc

do chuỗi xung lựa chọn, một số proton sẽ đạt tới mức năng lượng cao và vectơ của chúng đối song với từ trường ngoài B0, nó sẽ triệt tiêu bớt với những véctơ song song với từ trường ngoài B0 Do vậy thành phần từ hoá dọc giảm

Tắt xung RF, các proton sẽ quay trở về trạng thái ban đầu khi chưa có xung RF tác động Các proton này chuyển hướng dần dần và liên tiếp nhau sau thời điểm tắt xung RF cho đến khi thành phần từ hoá dọc trở về giá trị

M0 Phương trình toán học mô tả sự hồi phục dọc:

M z = M ø * ( 1 - e -t/T1 )

Hình 1.5 Đường cong hồi phục T1

Thời gian phục hồi T1 thay đổi tuỳ thuộc vào từng loại mô và có thể dùng để tạo tương phản ảnh, đó là thời gian yêu cầu để sự nhiễm từ tăng lên lại hoặc là thời gian phục hồi Do là hàm mũ nên rất khó xác định thời gian chính xác sự nhiễm từ đạt thời gian cực đại của nó Theo quy ước thời gian phục hồi là thời gian cần thiết để sự nhiễm từ đạt 63% giá tri cực đại của nó Người ta dùng con số 63% vì lý do toán học chứ không phải vì lý do y tế Sự nhiễm từ dọc tiếp tục tăng lên theo thời gian và đạt 87% giá trị cực đại sau 2 lần T1 và 95% sau 3 lần T1 Với mục đích thực hành, sự nhiễm từ có thể coi

là đạt cực đại sau 3 lần giá trị T1 của một mô cụ thể

1.5 Sự phân rã T2

Nhiễm từ ngang được tạo ra khi đặt một xung RF lên mô Xung này thường là xung 90º, làm chuyển từ nhiễm từ dọc sang nhiễm từ ngang Nhiễm từ ngang là trạng thái kích thích vì vậy không ổn định và nhanh chóng phân rã sau khi kết thúc xung kích thích Phân rã nhiễm từ ngang cũng

là một quá trình dãn, đặc trưng bởi thời gian phân rã T2 Các loại mô khác nhau có các giá tri T2 khác nhau và có thể dùng để phân biệt giữa các loại

mô khác nhau và tạo tương phản ảnh

Ban đầu các vector moment từ nghiêng xuống mặt phẳng XY, tất cả chúng đều đồng pha Nếu thành phần từ hoá thực nằm trên mặt phẳng XY thì

nó sẽ quay quanh trục Z ở tần số bằng tần số Larmor Sau đó, thành phần từ hoá thực bắt đầu di pha do các nhóm spin chịu tác động của một từ trường hơi khác nhau và quay với tần số Larmor của riêng nó Thời gian quay càng dài thì sự di pha càng lớn Hằng số thời gian miêu tả sự trở về trạng thái cân bằng của thành phần từ hoá ngang, MXY, được gọi là thời gian hồi phục ngang T2

Như vậy, T2 là thời gian các proton chuyển từ đồng pha sang di pha,

từ hoá ngang tổng bằng 0 Đó là quá trình hồi phục ngang

Phương trình toán học mô tả quá trình hồi phục ngang:

M xy = M ø e * -t/T2

Hình 1.6 Đường cong hồi phục T2

Tín hiệu suy giảm thu được từ quá trình hồi phục ngang được mô tả bởi một đường cong theo hàm mũ T2 là thời gian sau khi kích thích, biên độ tín hiệu giảm còn 37% giá trị gốc của nó.

Trong sự phân rã T2, năng lượng hấp thụ từ một proton được chuyển sang proton khác, và tiếp tục duy trì như sự kích thích spin Càng nhiều sự trao đổi xảy ra, thành phần từ hoá ngang càng phân tán ngẫu nhiên và giảm tới 0, chỉ còn vector gốc của không gian từ hoá Các proton vẫn còn bị kích thích, nhưng đã phân tán ngẫu nhiên theo hướng vuông góc với từ trường chính Các mô có cấu tạo khác nhau nên chúng cũng có tốc độ lệch pha khác nhau Do đó, thời gian phân rã T2 của các mô khác nhau cũng khác nhau

Quá trình hồi phục dọc và ngang diễn ra trong những khoảng thời gian dài ngắn tuỳ thuộc vào bản chất của mô tế bào Hai quá trình này diễn ra đồng thời và độc lập với nhau

Giữa T1 và T2 có điểm khác nhau T1 thường dài hơn T2 T1 thường

là 300ms – 2000ms, T2 thường là 30ms - 150 ms Mặt khác, nếu như T1 thay đổi theo cường độ từ trường chính thì T2 lại không bị ảnh hưởng bởi cường

độ từ trường chính

1.6 Sự di pha T2*

Hình 1.7 Tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân suy giảm nhanh hơn theo T2*

Trong thực tế, tín hiệu MRI suy giảm nhanh hơn so với T2 Suy giảm T2 thuần tuý là một hàm tương tác hoàn toàn ngẫu nhiên giữa các spin Giả thiết là từ trường chính B0 hoàn toàn đồng đều Trong thực tế có rất nhiều yếu tố tạo nên sự không hoàn hảo trong sự đồng đều của từ trường Bản thân nam châm cũng có các lỗi trong cấu trúc của nó Các mô khác nhau có độ nhạy với từ trường khác nhau nên làm méo từ trường tại biên của các mô, đặc biệt tại bề mặt tiếp xúc mô không khí Hơn nữa, các bệnh nhân có thể -mang theo một vài đồ vật kim loại như vòng, kẹp,… có thể ảnh hưởng đến từ trường Tổng tất cả các ảnh hưởng cố định và ngẫu nhiên được gọi là T2*.

1.7 Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do (FID -Free Induction Decay)

Khi ngưng phát xung RF, các proton lại bi ảnh hưởng bởi từ trường chính B0 và chúng bị sắp xếp theo hướng B0 Do đó các proton sẽ phát ra năng lượng đã hấp thụ Biên độ ban đầu của tín hiệu được xác định bởi vị trí của véctơ từ hoá M0 nghiêng trên mặt phẳng XY Điều này lần lượt được xác định bởi sin của góc nghiêng α Tín hiệu cực đại thu được khi góc nghiêng bằng 900 Tín hiệu này không bị ảnh hưởng bởi Gradient từ trường và được gọi là suy giảm cảm ứng tự do (FID)

Tín hiệu này chính là tín hiệu khi các proton chuyển động tiến động, tạo ra một điện áp cảm biến định hướng vuông góc với từ trường chính Đó

là tín hiệu dao động theo tần số cộng hưởng của các proton và suy giảm theo hàm số mũ Biên độ ban đầu của chúng phụ thuộc không gian từ hoá trước khi phát xung kích thích Khi các proton sắp xếp lại theo từ trường chính thì biên độ của tín hiệu này bằng 0

Có hai vấn đề khi sử dụng tần số FID trong tạo ảnh Thứ nhất là rất khó có thể thu được trực tiếp các tín hiệu MRI sau khi phát xung 900 Các xung phát ra có biên độ lớn hơn các xung nhận Để thể hiện được các xung

lớn phát ra cần tối thiểu vài ms Trong suốt kỳ đi xuống, cuộn thu không thể đáp ứng lại với các tín hiệu do các hạt nhân quay.

Vấn đề thứ hai với FID là thời gian phân rã T2 của mô được quan tâm thường bị che lấp bởi các hiện tượng khác mà có tác động tượng tự lên tín hiệu Tần số cộng hưởng của các proton phụ thuộc vào từ trường đặt vào Từ trường không đồng nhất khi đi qua cơ thể, đặc biệt trong các thiết bị ảnh, nơi

mà có kích thước cỡ 100cm, tạo ra sự thay đổi tần số tiến động trong các thể tích mẫu Sự thay đổi này không thể phân biệt được với sự suy giảm tín hiệu T2 thực khi các proton tương tác với nhau để tạo ra sự di pha Sự suy giảm biên độ FID chỉ ra trong hình vẽ như là kết quả của hai quá trình:

- Di pha do sự không đồng nhất của từ trường, quy định bởi thời gian không đổi T2*

- Di pha do tương tác spin-spin, quy định bởi thời gian không đổi T2.Bởi vì hiện tượng không đồng đều là đặc điểm của hệ thống MRI, mà không phải do bệnh nhân, chúng ta có thể đưa ra cách loại bỏ thành phần T2* cho FID Ảnh hưởng của từ trường không đồng nhất có thể làm giảm bằng cách đặt vào một xung di pha được mô tả trong phần tần số xung dội

Kết luận: Chương này trình bày về cơ sở, nguyên lý xây dựng thiết bị chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân và quá trình tạo ảnh Trong đó đã trình bày khái quát khái niệm hiện tượng cộng hưởng từ, cơ sở nguyên lý của hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân, mô tả được sự hình thành và thu nhận tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân Bên cạnh đó cũng chú trọng trình bày về các phương pháp mã hóa không gian cho tín hiệu cộng hưởng từ nhằm mục đích nắm rõ lý thuyết về cộng hưởng từ giúp cho quá trình nghiên cứu khai thác,

sử dụng hệ thống cộng hưởng từ 1.5 Tesla được tốt hơn

CHƯƠNG 2 CÁC THÀNH PHẦN CỦA HỆ THỐNG MRI

Một hệ thống RMI thông thường bao gồm rất nhiều thành phần, chia làm nhiều khối và chi tiết khác nhau, như trên hình 2.1

Hình 2.1 Sơ đồ khối tạo ảnh cộng hưởng từ

Radio receive : thu sóng radio, Radio transmitter: phát sóng radio Computer: Máy tính, Gradient control: Điều khiển chênh từ, Signal

converter: Chuyển đổi tín hiệu, Main field magnet: Từ trường chính,

Gradien coil : Cuộn chênh từ

2 Nam châm 1

Nam châm là thành phần lớn và đắt tiền nhất của hệ thống MRI , các thành phần còn lại của hệ thống được xây dựng xung quanh nó Hệ thống nam châm làm nhiệm vụ tạo ra từ trường chính Nam châm có cường độ càng mạnh thì tạo ảnh càng chính xác Từ trường chính yêu cầu phải có tính đồng nhất cao và không đổi theo thời gian, tuy nhiên trong điều kiện thưc tế thường bị tác động bởi việc chế tạo nam châm và các điều kiện môi trường,

độ không đồng nhất được giới hạn trong khoảng 3 phần triệu (3 ppm), độ lệch theo thời gian phải nhỏ hơn 0,1 phần triệu ( 0,1 ppm) Trong y tế người

ta thường sử dụng 3 loại nam châm có từ trường từ 0,2 T đến 9,4 T

2.1.1 Nam châm vĩnh cửu ( Permanent magnet )

Nam châm vĩnh cửu thường được chế tạo từ các vật liệu nhiễm từ ( ví

dụ các hợp kim thép có chứa thành phần đất hiếm như neodymiun ) có thể được cung cấp từ trường tĩnh Một nam châm vĩnh cửu có từ trường đủ mạnh để sử dụng cho hệ thống MRI rất lớn và cồng kềnh có thể đến 100 tấn Việc bảo dưỡng nam châm vĩnh cửu rất rẻ tiền nhưng nó không thể so sánh được với các loại nam châm khác sử dụng trong hệ thống MRI đặc biệt là các lý do an toàn vì không thể tắt từ trường của nam châm vĩnh cửu Nam châm vĩnh cửu cũng yêu cầu các biện pháp đặc biệt để đưa hệ thống đến nơi lắp đặt

2.1.2 Nam châm điện (Resitive electromagnet )

Nam châm điện được chế tạo từ một cuộn dây đồng trở nên có từ tính khi có dòng điện đi qua nó để thay thế cho nam châm vĩnh cửu Chúng sử dụng những cuộn dây lớn bọc đồng hoặc nhôm Loại nam châm này có công suất lớn ( một nam châm 0,15 T sử dụng khoảng 50 KW, đối với 1,5 T con

số này là 5 MW ) Loại nam châm này có hiệu suất rất thấp, năng lượng hầu hết dưới dạng nhiệt do đó yêu cầu phải có một hệ thống làm mát hết sức

phức tạp Lợi thế của loại nam châm này là chi phí ban đầu thấp, đơn giản và chi phí vận hành không cao Tuy nhiên do hiệu suất thấp do đó từ trường tạo

ra không cao, vì khi tạo từ trường cao nhiệt lượng toả ra sẽ rất lớn Không những thế nam châm điện có độ ổn định thấp ảnh hưởng rất lớn đến độ chính xác khi tạo ảnh

2.1.3 Nam châm siêu dẫn ( Superconducting electromagnet )

Thành phần không thể không nhắc tới trong hệ thông cộng hưởng từ là

hệ thống nam châm siêu dẫn, nó giữ một vai trò hết sức quan trọng trong quá trình tạo ảnh

Hình 2.2 Nam châm siêu dẫn

Khi hợp kim niobium titan hoặc niobium tin được làm mát trong - Helium lỏng đến nhiệt độ 4k, chúng trở thành chất siêu dẫn (trở kháng ~ 0) Một nam châm điện được chế tạo từ chất siêu dẫn có thể có từ trường rất cao

-vì nam châm siêu dẫn có hiệu suất cao, lượng nhiệt toả ra rất ít Việc chế tạo

nam châm siêu dẫn là rất tốn kém và phức tạp, hơn nữa heli lỏng bảo quản rất đắt tiền và khó khăn trong việc xử lý Tuy nhiên, nam châm siêu dẫn làm lạnh bằng heli lỏng là loại phổ biến nhất hiện nay trong hệ thống MRI Hầu hết các cuộn nam châm siêu dẫn đều được ngâm trong heli lỏng bên trong một ống gọi là thiết bị ổn nhiệt Mặc dù được cách nhiệt rất tốt nhưng nhiệt

độ môi trường khiến cho helium dần dần bay hơi Trước đây loại nam châm này yêu cầu phải được đổ helium thường xuyên, nhưng hiện tại với công nghệ Zero boil off người ta tăng khoảng thời gian nạp thêm heli từ 3 - 10năm Thông thường thiết bị làm lạnh thường có bình ngưng tụ để ngưng tụ Heli bay hơi và cung cấp ngược lại bình Heli Nam châm sử dụng trong hệ thống MRI có nhiều hình dạng, thông thường nam châm vĩnh cửu có hình chữ C, còn nam châm siêu dẫn có hình trụ Tuy nhiên nam châm siêu dẫn hình chữ C và nam châm vĩnh cửu hình hộp vẫn được sử dụng Cường độ từ trường là hệ số quan trọng trong chất lượng hình ảnh Cường độ từ trường cao tăng hệ số S/N, nâng cao độ phân giải và tốc độ quét Tuy nhiên cường

độ từ trường cao đòi hỏi chi phí bảo dưỡng cao và độ an toàn cũng phải được đảm bảo tốt hơn Hệ thống MRI sử dụng cường độ từ trường 1 1,5T đạt được -hiệu quả tốt nhất giữa chi phí và chất lượng hình ảnh nên thường được sử dụng trong tạo ảnh y tế Tuy nhiên đối với tạo ảnh một số bộ phận đặc biệt như tạo ảnh não bộ người ta vẫn sử dụng cường độ từ trường cao hơn, lên đến 3T

Các nam châm siêu dẫn MRI thường sử dụng helium lỏng và có thể cả nitrogen lỏng giữ cho dây dẫn đủ lạnh để giữ nguyên tính siêu dẫn Các vật liệu siêu dẫn nhiệt độ cao hơn mới đựơc chế tạo cho phép chỉ sử dụng nitrogen lỏng, giúp làm giảm giá thành và có nhiệt độ sôi cao hơn so với helium lỏng

2.2 Hệ thống thu phát RF

Hệ thống thu phát RF cung cấp liên kết truyền thông với cơ thể bệnh nhân cho mục đích tạo ảnh Hệ thống sử dụng cuộn RF để làm nhiệm vụ truyền năng lượng RF để kích thích các spin trong cơ thể và thu nhận tín hiệu

RF phát ra từ bệnh nhân khi ngừng phát xung RF

Các cuộn lõi RF được đặt trong nam châm và tương đối gần với cơ thể bệnh nhân Các cuộn RF thực hiện các chức năng như anten để truyền và nhận tín hiệu từ mô Các cuộn lõi khác hau dùng cho các vùng giải phẫu nkhác nhau Có 3 loại cuộn lõi cơ bản là cơ thể đầu và bề mặt Trong một số trường hợp người ta sử dụng một cuộn để nhận và thu Trong một số trường hợp khác người ta dùng cuộn phát và thu khác nhau

Đầu phát năng lượng RF tạo ra năng lượng RF, đặt lên cuộn và sau đó truyền vào cơ thể người bệnh Năng lượng tạo ra là một chuỗi các xung RF rời rạc Một khoảng thời gian ngắn sau khi chuỗi xung RF được truyền vào

cơ thể người bệnh mô cộng hưởng sẽ phát lại tín hiệu RF Các cuộn lõi thu các tín hiệu này và đầu thu sẽ xử lý chúng Các tín hiệu được chuyển thành dạng số hoá và truyền tới máy tính và được lưu trữ tạm thời

Theo công thức tần số Lamor, F = γ.B Với hệ số từ hồi chuyển của nguyên tử Hidro γ = 42,56, cường độ từ trường hiện nay sử dụng trong tạo ảnh nằm trong khoảng 0,02 đến 4T sẽ tương ứng với tần số từ 0,85 đến 170,24 MHz

Quá trình tạo ảnh MR sử dụng các tín hiệu RF để truyền ảnh từ cơ thể I người bệnh Năng lượng RF dùng trong MRI là dạng bức xạ không ion hoá Các xung RF đặt trên 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

Mỗi voxel mô là một quá trình tín hiệu RF độc lập Cường độ của tín hiệu RF từ mỗi voxel xác định độ sáng của pixel ảnh tương ứng Các vùng sáng trong một ảnh được miêu tả chính xác như các vùng cường độ tín hiệu

RF cao Độ tương phản giữa hai mô chỉ quan sát được nếu chúng phát ra các cường độ tín hiệu khác nhau

2.3 Gradients

Các cuộn gradient được sử dụng để mã hoá không gian vị trí của các proton bằng cách biến đổi các từ trường đường thẳng dọc theo thể tích tạo ảnh Tần số Lamor vì thế cũng thay đổi giúp ta xác định vị trí trong không gian X,Y,Z Các nam châm được gắn với các cuộn dây điện, dùng để tạo ra gradient Khi một nam châm đang ở trạng thái không hoạt động tích cực nótạo ra một từ trường đồng nhất trên toàn bộ cơ thể bệnh nhân Trong trường hợp này không có gradient trong từ trường Tuy nhiên khi một cuộn gradient được bật bằng cách đặt dòng điện trong nó, một gradient hay một thay đổi trong cường độ từ trường được tạo ra trong từ trường Các hệ thống gradient thông thường có khả năng tạo ra các gradient từ 20mT/m đến 100mT/m ( ví

dụ trong hệ thống MRI 1,5T, cường độ từ trường trong một đoạn 1m có thể

là 1,45T tại một đầu và 1,55T tại đầu bên kia ) Tốc độ quét phụ thuộc hiệu suất của hệ thống gradient Gradient có từ trường mạnh cho phép quét nhanh hoặc cho độ phân giải cao hơn, tương tự như thế hệ thống gradient có khả năng chuyển đổi nhanh hơn cũng cho phép quét nhanh hơn Tuy nhiên hiệu suất của gradient bị ảnh hưởng bởi sự an toàn của bệnh nhân Sự thay đổi cường độ từ trường dẫn đến những kích thích thần kinh không tốt cho bệnh nhân

Nam châm tạo ảnh thông thường thường chứa 3 cặp cuộn gradient riêng lẻ Chúng được định hướng sao cho các gradient này có thể tạo ra theo

ba hướng trực giao ( x,y,z) Cũng như vậy, hai hoặc nhiều cuộn gradient có

Hình 2.3 Cuộn gradient trục X

Hình 2 4 Cuộn gradient trục Y

Hình 2 .5 Cuộn gradient trục Z

Một gradient theo một hướng được dùng để tạo ra các lát cắt và sau đó gradient trong các hướng khác nhau được dùng để cắt các lát thành hàng và cột để tạo ra ảnh 3 chiều Tuy nhiên các chức năng này có thể được thay đổi giữa các gradient x,y,z để cho phép tạo ảnh trong bất kỳ mặt phẳng nào qua

cơ thể người bệnh

2.4 Máy tính

Điều khiển thu nhậ Máy tính là phần quan trọng của hệ thống MRI : Máy tính tái tạo ảnh làm nhiệm vụ như một bộ xử lý Bước đầu tiên là thu nhận các tín hiệu RF từ cơ thể người bệnh Quá trình thu nhận này bao gồm một số các chu kỳ tạo ảnh Trong mỗi chu kỳ, một dãy xung RF được truyền vào cơ thể, các gradient được kích hoạt, và ta thu được tín hiệu RG Tuy nhiên một chu kỳ tạo ảnh không tạo đủ dữ liệu để tạo nên một ảnh Do vậy chu kỳ tạo ảnh cần lặp lại vài lần để hình thành nên ảnh Thời gian yêu cầu thu các ảnh được xác định bằng khoảng chu kỳ tạo ảnh, một hệ số có thể điều chỉnh gọi là TR và số chu kỳ Số chu kỳ được dùng liên quan đến chất lượng hình ảnh Nhiều chu kỳ hơn sẽ tạo ra chất lượng ảnh cao hơn Quá trình thu nhận được điều khiển bằng các giao thức lưu trữ trong máy tính

Người vận hành có thể lựa chọn từ một số các giao thức đã có cho quá trình lâm sàng cụ thể hoặc thay đổi các hệ số giao thức cho các ứng dụng đặc biệt.Tái tạo ảnh Dữ liệu tín hiệu RF được thu nhận trong quá trình thu nhận : không phải là dành hình thành nên ảnh Tuy nhiên máy tính có thể dùng các

dữ liệu thu nhận này để tạo hoặc tái tạo ảnh Đó là xử lý toán học gọi là biến đổi Fourier để sắp xếp các tín hiệu tổng hợp thành các thành phần tần số và pha riêng lẻ xác định vị trí của các thành phần tín hiệu này và ánh xạ chúng vào các pixel tương ứng trên ảnh, tương đối nhanh và không ảnh hưởng đáng

kể đến thời gian tạo ảnh tổng thể

Ảnh được tái tạo được lưu trữ trong máy tính phục vụ cho chẩn đoán và các xử lý kế tiếp

Thông số kỹ thuật máy cộng hưởng từ SIEMENS AVANTOR 1,5 TESLA:

Hình 2.6 Máy cộng hưởng từ SIEMENS Avanto 1.5 Tesla tại khoa

Chẩn đoán hình ảnh –Bệnh viện Bạch mai

Kết luận: Chương này trình bày được cấu tạo, nguyên lý hoạt động của thiết bị cắt lớp cộng hưởng từ 1.5T đồng thời cũng đã đưa ra sơ đồ khối

và mô tả chức năng các khối của hệ thống Nó giúp chúng ta có được cái nhìn tổng quan về hệ thống này

CHƯƠNG 3 CÁC CHUỖI XUNG RF

Để tạo ảnh MRI người ta có thể sử dụng nhiều phương pháp Sự khác biệt giữa các phương pháp này là cách điều khiển xung RF phát ra và các gradient Hiện tại có nhiều chuỗi xung có thể được thực hiện và được thiết kế cho từng mục đích cụ thể Các chuỗi xung có thể được chia thành:

- Chuỗi xung dội spin

- Phương pháp khôi phục ngược

- Tín hiệu dội gradient

- Phương pháp ảnh mặt phẳng tín hiệu dội

- Phương pháp lập trước nhiễm từ

3.1 Phương pháp tín hiệu dội Spin ( Spin Echo - SE)

Chuỗi xung dội spin là một tiêu chuẩn vàng cho hầu hết các trường hợp cần tạo ảnh MRI Chúng có thể dùng cho hầu hết các cuộc kiểm tra Ảnh trọng lượng T1 rất tốt trong việc tập trung vào cấu trúc giải phẫu cơ thể vì chúng có tỷ lệ SNR cao, với các phương pháp tăng cường độ tương phản ảnh trọng lượng T1 còn có thể cho thấy cấu trúc bệnh học Ảnh trọng lượng T2 cũng tập trung vào cấu trúc bệnh học Mô bị bệnh thường phù nề và có nhiều mạch máu Những mô này tăng khả năng trữ nước và có tín hiệu cao ở phương pháp tạo ảnh trọng lượng T2 nên dễ được phát hiện

Thông số của phương pháp tín hiệu dội spin

 TE ngắn 20 ms/TE dài 80 ms+

 TR dài 2000 ms+

 Thời gian quét trung bình 7-15 phút

- Ưu điểm: chất lượng ảnh tốt, rất linh hoạt, ảnh trọng lượng T2 rất tốt trong cấu trúc bệnh học

- Nhược điểm: Thời gian quét rất dài

Tín hiệu dội Spin là một quá trình sử dụng xung RF để tạo tín hiệu dội Khi đặt vào một xung RF 900, các proton sẽ hấp thụ một phần năng lượng và rơi vào trạng thái kích thích Các proton bị kích thích sẽ chuyển sang mức năng lượng cao hơn và thành phần từ hoá dọc trở về 0 Tuy nhiên,

do các proton cùng pha nên chúng có thành phần từ hoá ngang

Hai điều kiện cơ bản yêu cầu cho sự nhiễm từ ngang:

- Các mômen từ của hạt nhân cần được định hướng trong hướng ngang, hoặc mặt phẳng

- Phần lớn các mômen cần cùng một hướng trong mặt phẳng ngang Khi đặt vào một xung RF 900, hạt nhân có định hướng ngang và quay cùng nhau quanh trục từ trường hay nói cách khác là chúng đồng pha Tần số cộng hưởng của các hạt nhân phụ thuộc vào cường độ từ trường đặt vào mà các hạt nhân này được đặt trong từ trường có cường độ khác nhau nên chúng

có tần số cộng hưởng khác nhau Kết quả là một số hạt nhân chuyển động tiến động nhanh hơn các hạt nhân khác Sau một khoảng thời gian các hạt nhân không còn chuyển động tiến động cùng pha, sự nhiễm từ của mô sẽ giảm dần đến khi không còn sự nhiễm từ ngang Như vậy, sau khi đặt vào xung RF 900, có một tín hiệu nhưng tín hiệu này không thể đo được do:

Tín hiệu này xuất hiện quá nhanh sau xung RF và cần một thời gian để chúng mã hoá pha và tần số

Do từ trường không hoàn toàn đồng đều nên có sự lệch pha rất nhanh

giữa các proton.

Yêu cầu đặt ra lúc này là làm cho các proton trở lại cùng pha Lúc này,

ta đƣa vào một xung thứ hai, đây là xung 1800 Xung này sẽ tập trung các proton lệch pha lại, tín hiệu lúc này là tín hiệu mạnh gọi là Spin Echo sau thời gian TE Khi các proton trở lại đồng pha ta sẽ đo đƣợc tín hiệu Các proton sau đó sẽ tiếp tục lệch pha và lại có thể tập trung lại bằng một xung

RF 1800 khác Và nhƣ thế ta sẽ có thể thu đƣợc nhiều tín hiệu

Hình 3.1 Chuỗi xung spin echo

Một xung RF 900 lựa chọn lát cắt đƣợc dùng kết hợp với một gradient lựa chọn lát cắt Một khoảng thời gian bằng TE/2 trôi qua và một xung 1800lựa chọn lát cắt 1800 đƣợc dùng kết hợp với gradient lựa chọn lát cắt

Một gradient mã hóa pha sẽ đƣợc đƣa vào giữa 2 xung 900 và 1800 Gradient mã hóa pha có thể đƣợc dùng sau xung 1800, tuy nhiên nếu chúng

ta muốn giảm thiểu thời gian TE thì xung nên đƣợc đƣa vào giữa 2 xung RF

900 và 1800

Gradient mã hóa tần số đƣợc đƣa vào sau xung 1800 trong khoảng thời gian mà xung dội đƣợc thu nhận Tín hiệu đƣợc ghi lại là xung dội FID – là

tín hiệu xuất hiện sau mỗi xung 900 không được sử dụng Gradient được đưa vào giữa các xung 900 và 1800 nằm cùng hướng với gradient mã hóa tần số

Nó làm lệch pha các spin sao cho các spin này hồi pha (rephase) tới tâm của tín hiệu dội Gradient này có tác dụng chuẩn bị cho tín hiệu ở rìa của khoảng

k ( k - space) khi bắt đầu quá trình thu nhận tín hiệu dội

Toàn bộ chuỗi sẽ được lặp lại cứ sau TR giây cho đến khi tất cả các bước mã hóa pha được ghi lại

Phương thức tạo ảnh tín hiệu dội Spin đặc trưng bởi xung 900 và theo sau là xung 1800 để tạo ra tín hiệu dội Phương thức này có thể được dùng để tạo ra ba loại ảnh cơ bản: ảnh mật độ Spin, ảnh trọng lượng T1 và ảnh trọng lượng T2 Độ nhạy đối với các ảnh trên xác định bằng việc lựa chọn các khoảng giá trị TR và TE Độ sáng của các mô và tương phản giữa các mô được xác định bằng mối liên hệ giữa TR, TE và các đặc tính mô cơ bản ( mật độ Spin, T1, T2) Trong phần lớn các ảnh cộng hưởng từ, độ tương phản giữa các mô khác nhau tạo ra bởi sự kết hợp của cả ba yếu tố Trọng lượng tương phản ảnh tương ứng với một đặc tính mô riêng biệt thu được bằng cách điều chỉnh các giá trị TR và TE

Hình 3.2 Dãy các sự kiện và các yếu tố xác định tương phản ảnh

Quan sát trên hình vẽ ta thấy rằng, sau khi đặt vào một xung RF 900làm cho từ hoá dọc chuyển hết thành từ hoá ngang hay không có thành phần

từ hoá dọc Tiếp đó, quá trình hồi phục bắt đầu với tốc độ được đặc trưng bởi giá trị T1 Nếu hai mô có thời gian hồi phục dọc T1 khác nhau sẽ có sự khác biệt về sự nhiễm từ và độ tương phản giữa hai mô sẽ tăng lên Khi các mô bị nhiễm từ cực đại, yếu tố ảnh hưởng chính tới mức nhiễm từ và tương phản giữa hai mô lúc này sẽ là mật độ Spin Kết thúc chu kỳ, chu kỳ sau tiếp tục bằng việc đặt vào một xung RF 900 khác

Tại thời điểm bắt đầu chu kỳ, hai mô có mức nhiễm từ ngang khác nhau Khi thành phần từ hoá ngang suy giảm, nó cũng suy giảm với tốc độ khác nhau với hai mô khác nhau Đó là lý do tăng tương phản T2 Tương phản do mật độ Spin và tương phản T1 được thay thế dần bởi tương phản T2 Tại thời điểm thích hợp, xung 1800 được đặt vào để tạo ra tín hiệu dội Tín hiệu này có cường độ tỷ lệ với mức nhiễm từ ngang Hai mô sẽ có sự tương phản ảnh nếu chúng có cường độ tín hiệu thu được khác nhau do cường độ tín hiệu tỷ lệ với độ sáng của mô trên ảnh

Đối với mỗi xung kích thích thực tế có hai thành phần của nhiễm từ ngang:

- Thành phần tín hiệu dội Spin do tương tác spin spin, quy định bởi thời gian không đổi T2

Thành phần FID do sự không đồng nhất của từ trường, quy định bởi thời gian không đổi T2*

Các đặc tính tương phản của phương thức tạo ảnh xác định bởi sự kết hợp hai thành phần trên

Tương phản hỗn hợp:

Khi ta sử dụng cả hai thành phần tín hiệu dội Spin và thành phần FID

để tạo ảnh, ta sẽ thu được ảnh có đặc tín tương phản hỗn hợp Phương pháp này cho ta cường độ tín hiệu khá mạnh

Để tăng cường tương phản T1, ta có thể loại bỏ thành phần tín hiệu dội Spin Thành phần tín hiệu dội Spin có thể loại bỏ bằng cách thay đổi mối liên hệ pha của các xung kích thích hoặc bằng cách đặt các xung gradient làm lệch pha các Spin.

Để thu được ảnh tăng cường tương phản T2 ta có thể sử dụng thành phần tín hiệu dội Spin Yêu cầu này có thể được thực hiện bằng cách đặt tín hiệu dội gradient sao cho nó tạo ra một tín hiệu từ nhiễm từ ngang của chu

kỳ trước

3.2 Phương pháp Fast spin echo

Turbo Spin Echo, hay còn gọi là FAST SPIN ECHO, thực chất là kĩ thuật spin echo nhanh Một chuỗi SE thông thường đòi hỏi số lần lặp lại bằng với số đường trong không gian k (k space) để hoàn thành một lát cắt -Thay vì thu nhận các đường trong không gian K của các lát cắt khác ở các vị trí khác nhau trong khoảng thời gian không sử dụng thì ta có thể thu nhận được nhiều đường không gian K cho cùng một lát cắt

Hình 3.3 Chuỗi Fast spin echo

Chuỗi tín hiệu dội spin nhanh sử dụng một xung kích thích 900 và hai hoặc nhiều hơn các xung 1800 trong cùng khoảng thời gian lặp lại và với các bước gradient mã hóa pha khác nhau để thu được thật nhiều xung dội sao

Số lượng các xung dội thu nhận được sau một xung kích thích 900

được gọi là Turbo factor hay chiều dài chuỗi xung dội Turbo factor càng cao, các gradient mã hoá pha càng dốc, khoảng cách echo sẽ giảm và sẽ có nhiều echo hơn trong một TR, đồng nghĩa với nhiều nhiễu hơn Điều này có nghĩa là sự lệch pha nhiều hơn và ít tín hiệu hơn

Kỹ thuật RARE ( rapid acquisition with relaxation enhancement ): thu nhận nhanh với sự tăng cuờng độ phục hồi, do có nhiều xung dội trong thời gian xung dội hiệu quả ( TEeff ) Độ tương phản phụ thuộc vào TEeff Thời gian dội hiệu dụng, được xác định bởi khi các đường trung tâm của không gian k được thu nhận, biểu thị xấp xỉ độ tương phản hình ảnh thu được như thế nào Nếu lượng xung dội bằng với số lượng các đường phải lấp đầy trong không gian k thì toàn bộ không gian k có thể được thu nhận sau một xung kích thích 900duy nhất Điều này được gọi là một chuỗi single shot Kết quả -

là các ảnh có trọng lượng T2 rất tốt vì hầu hết các đường trong không gian k được thu nhận trong khoảng thời gian TE dài

Hình 3.4 Chuỗi xung RARE

V ận dụng phương thức này, có một kỹ thuật tạo ảnh rất nhanh gọi là HASTE (Half acquisition Single Shot Turbo Spin Echo) Một hình ảnh được chụp trong chỉ 1 TR Kĩ thuật này thu nhận đủ lượng xung dội để điền đầy một nửa (hơn nửa một chút) không gian k sau một xung kích thích 900 duy nhất Các đường không được đo của không gian k được tính toán nhờ tính chất đối xứng của không gian k Các gradient được bật và tắt rất nhanh, turbo

factor bây giờ là 256, TEeff là 1300 Thời gian xung dội hiệu quả TEeff dài làm cho ảnh thu được là ảnh trọng lượng T2.

Các khối u rắn không thể nhìn thấy với HASTE HASTE được sử dụng với các bệnh nhân không chịu hợp tác và MRI chụp mạch Thời gian tạo ảnh đối với HASTE chỉ khoảng 2 giây

3.3 Phương pháp khôi phục ngược (Inversion Recovery IR) –

Phương pháp khôi phục ngược được sử dụng cho các mục đích chủ yếu:

-Tạo ra tương phản T1 ở mức cao

-Triệt mỡ

Để tạo ra dãy xung khôi phục ngược, người ta có thể thêm vào một xung 1800 vào thời điểm bắt đầu mỗi chu kỳ Xung 1800 đảo ngược hướng của nhiễm từ dọc Sự khôi phục nhiễm từ bắt đầu từ một giá trị âm chứ không phải bắt đầu từ 0 như trong phương thức tín hiệu dội Spin Khoảng thời gian từ khi đặt vào xung RF 1800 tới khi đặt vào xung 900 tiếp theo gọi

là thời gian ngược TI (Time of Inversion) Thời gian này có thể được điều chỉnh để thay đổi độ tương phản

Ảnh sử dụng phương thức khôi phục ngược có tương phản T1 ở mức cao do tổng thời gian hồi phục dọc tăng lên bởi vì quá trình này bắt đầu từ trạng thái ngược (từ giá trị âm)

Nguyên lý tạo ảnh khôi phục ngược: Sau khi đặt vào một xung 1800làm vectơ từ hoá tổng lật xuống vị trí đối diện, các mô bắt đầu phục hồi Thời gian TI là thời gian mà từ hóa dọc của một mô được chọn nào đấy bằng không Như vậy, thì khi có xung kích thích 900, từ hóa ngang của mô này cũng sẽ bằng 0, và do đó, tín hiệu phát ra từ loại mô này bị “triệt” Sau khoảng thời gian TI, ta đặt tiếp vào một xung 900, trừ các mô đã bị triệt, các

mô còn lại sẽ cho tín hiệu Sau xung 900, ta đặt tiếp vào một xung 1800 sẽ cho ta tín hiệu dội Spin

* Phương pháp khôi phục ngược nhanh (Fast IR)

Phương pháp này là sự kết hợp giữa phương pháp chụp ảnh khôi phục ngược với phương pháp FSE (Fast Spin Echo) Ở chuỗi xung này, đầu tiên véctơ từ được lật 1800 bằng một xung nghịch đảo Cũng giống như ở chuỗi xung khôi phục ngược thông thường, thời gian TR cũng là khoảng thời gian giữa hai xung nghịch đảo liên tiếp Tại thời gian TI, một xung kích thích 900được đưa vào Tuy nhiên, sau xung này, thì người ta đưa nhiều xung hồi pha (rephase) 1800 liên tiếp để tạo được nhiều tín hiệu, các tín hiệu này được mã hóa pha với các gradient khác nhau Ở phương pháp này, sau mỗi chu kỳ lặp xung, nhiều dòng trong không gian K được điền một lúc, do đó mà thời gian quét được giảm đáng kể

Phương pháp khôi phục ngược có chu kỳ lặp xung cần thiết phải đủ lớn để véc tơ từ tổng hồi phục dọc đầy đủ, do đó thời gian quét rất dài Phương pháp hồi phục nghịch đảo nhanh này cho phép rút ngắn đáng kể thời gian chụp và nhờ vậy nó hay được sử dụng hơn

* Phương pháp STIR (Short Time Inversion Recovery)

Các mô mỡ có thời gian hồi phục dọc T1 tương đối ngắn, do đó nó khôi phục nhiễm từ dọc nhanh hơn các mô khác sau xung ngược Sự nhiễm

từ của mỡ trải qua điểm 0 trước các mô khác Nếu TI được lựa chọn sao cho xung kích thích được đặt vào đúng thời điểm này thì mỡ sẽ không tạo ra tín

hiệu Phương pháp triệt mỡ này được gọi là phương pháp khôi phục ngược thời gian ngắn do điều chỉnh TI nhỏ (khoảng 140ms).

Hình 3.6 Phương thức tạo ảnh khôi phục ngược.

Ảnh khôi phục ngược có thể được hiển thị theo hai cách: Real hoặc Modulus Real là chế độ tương tự như phương thức tạo ảnh tín hiệu dội Spin thông thường nhưng có độ tương phản lớn hơn Ở chế độ này, cả thành phần

từ hoá dương và âm đều được hiển thị Các mô âm so với trục X (nước) có màu trắng, các mô dương so với trục X (mỡ) có màu tối, nền luôn luôn là màu xám Thông thường TR > 3000ms, TE = 60ms, TI = 300 – 400ms Tạo ảnh Real có thể áp dụng trong chụp não để thu được độ tương phản tốt hơn

Modulus là chế độ mà chỉ có cường độ tín hiệu được đo, không phụ thuộc vào giá trị âm hay dương so với trục X Nền ảnh màu đen, cả mô mỡ

và chất lỏng đều được hiển thị màu trắng

* Phương pháp FLAIR (Fluid Attenuated IR)

Flair là viết tắt của Fluid Attenuated Inversion Recovery (Phục hồi đảo nghịch tín hiệu nước), thường được sử dụng để loại bỏ tín hiệu của dịch não tuỷ Phương thức này sử dụng TI khoảng 1700 ms, TR sẽ khoảng 8000

ms (tất cả các mô đều phục hồi hoàn toàn) Thông thường TI = 0,7 x T1 Nhược điểm của phương thức này là thời gian lặp lại TR dài (8 – 9 phút)

Phục hồi đảo nghịch tín hiệu nước (FLAIR) là một chuỗi xung được

sử dụng trong hình ảnh cộng hưởng từ được phát minh bởi tiến sĩ Graeme Bydder Flair có thể được sử dụng với cả hình ảnh ba chiều ( 3D FLAIR ) hoặc hình ảnh hai chiều ( 2D FLAIR )

Trình tự xung là một phục hồi đảo ngược kỹ thuật mà vô giá trị chất lỏng Ví dụ, nó có thể được sử dụng trong hình ảnh não để ngăn chặn dịch não tủy tác động vào hình ảnh, để đưa ra các tổn thương làm tăng tín hiệu quanh não thất, chẳng hạn như bệnh đa xơ cứng mảng

Bằng cách cẩn thận lựa chọn thời gian đảo ngược (TI), tín hiệu từ bất kỳ mô cụ thể có thể được vô giá trị TI thích hợp phụ thuộc vào các mô thông qua công thức:

nói cách khác, người ta thường phải sử dụng một TI khoảng

70% T 1giá trị Trong trường hợp của dịch não tủy giảm, một mục tiêu

cho T 2hình ảnh đạt hiệu quả

Ví dụ, nó có thể được sử dụng trong hình ảnh não để ngăn chặn dịch não tủy tác động vào hình ảnh, để đưa ra các tổn thương làm tăng tín hiệu quanh não thất, chẳng hạn như bệnh đa xơ cứng mảng

- Fluid Attenuated Nguyên lý và tạo ảnh cộng hưởng từ xung FLAIR

Inversion Recovery (Phục hồi đảo nghịch tín hiệu nước) MRI được chấpnhận rộng rãi trong chẩ đoánn não Một sánh so về sự khác biệt về cường độ tín hiệu giữa chất xám và trắng trên hình ảnh FLAIR đã được giới thiệu để làm cho hình thành trong chi tiết về sự từng vùng não, bao gồm cả cuốngtiểu não, chất trắng sâu trong trán Phục hồi đảo nghịch tín hiệu nước(FLAIR) là một chuỗi xung đảo ngược phục hồi được thiết kế để vô hiệu hóa

hoặc làm giảm đáng kể tín hiệu từ dịch não tủy. Nó cung cấp rất nhiều hình ảnh T2 mà không có một tín hiệu rất cao hoặc hiện vật tiềm năng từ dịch não tủy Ứng dụng l sàng âm của kỹ thuật Flair đã được mô tả và tiện ích lâm sàng

của nó đã được chấp nhận rộng rãi, đặc biệt chẩn đoán là não Thông số cơbản ứng dụng chụp FLAIR thường dùng là chụp thường và chụp nhanh [1] FLAIR thường : Time : 3-4 phút , TE: dài >70ms , TR : dài > 7500ms

Slice thickness : >3.0 mm, FOV read : >200 mm, FLIP angle : lớn >120 deg FLAIR nhanh : Time khoảng 1-2 phút , TE: dài >70ms, TR :dài > 7000ms Slice thickness : >3.0 mm, FOV read : >200 mm, FLIP angle : lớn >120 deg

3.4 Phương pháp tín hiệu dội Gradient (Gradient Echo – GE)

Gradient echo là phương pháp sử dụng một chuỗi xung, trong đó có sự đảo cực của gradient mã hoá pha để hồi pha và tạo thành tín hiệu Phương pháp này không dùng một xung đảo 180 độ để hồi pha như trong phương pháp tín hiệu dội Spin Nói cách khác, đặc điểm của phương pháp này là Gradient mã hoá tần số thực hiện lệch pha và hồi pha mà không cần sử dụng xung 1800

Hình 3.7 Chuỗi xung tín hiệu dội gradient

Frequency encode: Mã hóa tần số, Dephase: Di pha, Rephase: Hồi pha, FID: Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do, Echo: Tiếng vang, TE: Thời gian

Xung RF lựa chọn lát cắt được đưa vào vật thể cần tạo ảnh Xung RF này sẽ tạo ra một góc quay trong khoảng 100 - 900 Một gradient lựa chọn lát cắt được đưa vào cùng với xung RF.

Tiếp theo một gradient mã hóa pha được đưa vào Một gradient mã hóa tần số lệch pha (dephasing gradient) được đưa vào cùng lúc với gradient mã hóa pha để làm cho các spin đồng pha ở tâm của thời kỳ thu nhận Gradient này ngược dấu so với gradient mã hóa tần số được bật lên trong lúc thu nhận tín hiệu Một xung dội được tạo ra khi một gradient mã hóa tần số được bật lên bởi vì gradient này tái hội tụ sự lệch pha nảy sinh từ gradient pha di

Phương pháp tín hiệu dội Gradient thường dùng kết hợp với một xung kích thích RF có góc lật nhỏ hơn 900 Các spin phục hồi dễ dàng hơn, nên xung thứ hai có thể đưa vào sớm hơn Do đó, phương thức này yêu cầu thời gian thu nhận ngắn hơn phương thức tín hiệu dội Spin Vì thế nó được sử dụng rộng rãi cho chụp ảnh cộng hưởng từ nhanh bao gồm cả ảnh 3D Tạo ảnh với một chuỗi dội gradient về thực chất nhạy hơn với từ trường không đều do việc sử dụng gradient tái hội tụ

Tuy nhiên, trong phương pháp này, sự hồi pha sử dụng Gradient không thể bù được sự không đồng đều của từ trường như trong phương pháp

sử dụng xung 1800 Do đó, không loại bỏ được ảnh hưởng của T2* do từ trường không đồng nhất và ảnh trọng lượng T2 gọi là ảnh trọng lượng T2* Hơn nữa, phương pháp này dễ xuất hiện các Artifact nhạy từ

h tín

TR, TE và góc lật là những thông số quan trọng nhất trong tạo ảnhiệu dội Gradient Nếu như chọn góc lật càng lớn, thì ảnh sẽ càng có trọng lượng T1 Nếu như thời gian thu tín hiệu TE càng ngắn, thì ảnh sẽ càng giảm trọng lượng T2*

Ảnh trọng lượng nghiêng về T1: góc lật lớn ( 700 ) và TR ngắn (<50 ms), TE ngắn (5–10 ms)

Ảnh trọng lượng nghiêng về T2*: Góc lật nhỏ ( 50 - 200 ) với TR hơi dài (100 ms) và TE dài (15 25 ms) –

Ảnh mật độ proton: góc lật nhỏ (50 – 200), không có ảnh hưởng của T1

vì có TR dài (100 ms), TE ngắn (5 – 10 ms) để giảm thiểu ảnh hưởng của T2*

Theo phương thức này, các mô có thời gian hồi phục T2 dài như nước

sẽ hiển thị màu sáng

Coherent Gradient Echo: (Chuỗi xung tín hiệu dội Gradient liên kết)

Chuỗi xung có thể đo tín hiệu suy giảm cảm ứng (FID) được tạo ra ngay sau mỗi xung kích thích hoặc tín hiệu dội được hình thành trước xung

kế tiếp Chuỗi xung này rất nhạy với từ trường không đồng nhất Các chuỗi GRE này dùng 1 gradient để tái hội tụ khi nén pha trong module cuối cùng

để tối đa hóa từ ngang còn lại tại thời điểm diễn ra sự kích thích, trong khi đó

2 gradient khác là cân bằng trong mọi trường hợp

Tín hiệu cao đến từ các mô có nhiều nước (T2 dài) nên nó được sử dụng cho chụp mạch (MRA Magnetic Resonance Angiography), ống tuỷ - hay khớp Thời gian lặp lại của chuỗi phải ngắn, vào khoảng 200ms và không có sự khác biệt giữa GE spoiled and unspoiled T1 weighting tốt hơn với các kỹ thuật spoiled Các Loại chung bao gồm GRASS, FISSP,FAST, FFE Thành phần T2* giảm với TR dài và TE ngắn Thời gian T1 được điều khiển bởi góc lật (flip angle) TR chung nhỏ hơn 50ms và TE chung nhỏ hơn 15ms Các loại khác có có độ tin cậy T2 lớn nhưng SNR nhỏ, bao gồm SSFP, CE-FAST, PSIF và CE-FEE-T2 Các ví dụ về chuỗi FID tái hội tụ toàn phần là TrueFISP, bFFE và bTFE.[4]

Hình 3.8 Chuỗi xung tín hiệu dội Gradient liên kết

Phase encode: Mã hóa pha, FID: Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do, echo: Tiếng vang, TR: Thời gian lặp lạ, RF: Xung kính thích, readout: Đưa tín hiệu ra

Incoherent Gradient Echo: chuỗi xung tín hiệu dội Gradient không liên kết - (RF spoiled)

Tín hiệu dội gradient được tạo ra bằng cách dùng 1 cặp xung gradient lưỡng cực Trường gradient dao động âm làm cho spin của từ trường xy bị lệch pha 1 xung gradient thứ 2 sẽ được đặt vào cực đối diện Trong khi dao động spin sẽ bị lệch pha và bắt đầu tạo lại pha và tạo ra tín hiệu dội gradient

Spoiling có thể được hoàn thành bởi RF hoặc 1 gradient Chuỗi GE loại

RF spoiled không liên kết dùng sự thay đổi liên tiếp của xung RF để khử từ ngang dư Pha của sự kích thích RF và kênh nhận được theo đổi giả ngẫu nhiên với mỗi chu kỳ kích thích để ngăn từ trường xy đạt được trạng thái ổn định Do T2* không chi phối được độ tương phản ảnh nên T1 và ảnh mật độ Spin được sử dụng trong thực tế Phương pháp này có hiệu quả và có thể sử dụng để đạt được TR ngắn hơn do sự thiếu các gradient thêm vào Spoiling loại bỏ ảnh hưởng của từ trường xy còn lại và dẫn đến trạng thái ổn định từ

trường dọc Những chuỗi này có thể được sử dụng trong giữ hơi thở, ảnh chức năng và trong cine và volume acquisitions

Tín hiệu dội gradient không liên kết loại chuỗi sử dụng sự thay đổi liên tiếp của xung RF để khử từ trường ngang còn lại Từ trường ngang bị phá hủy bời một vector từ trường Việc này được thể hiện trên ảnh trọng lượng T1 Spoiling có thể được hoàn thành bởi RF hay 1 gradient Gradient spoiling diễn

ra sau khi mỗi tính hiện dội được sử dụng trong gradient mạnh trong hướng lựa chọn lát cắt sau khi mã hoá tần số và trước xung RF kế tiếp Do spin nằm trong các vị trí khác nhau của nam châm do đó trải qua các mức mạnh yếu khác nhau của từ trường Nó sẽ dao động theo hướng từ trướng với những tần

số khác nhau và sẽ nhanh chóng bị lệch pha Các gradient từ trường không hiệu quả trong việc phá hủy trạng thái ổn định Để đạt được hiệu quả các spin phải bị tác động để dao động đủ lớn đến mức có pha ngẫu nhiên đối với xung kích thích RF Trong các máy MRI trị bệnh trường gradient được thiết lập sao cho nó tăng và giảm mối liên quan đến trung tâm của nam châm, từ trường ở nam châm “isocenter” không thay đổi

Ảnh trọng lượng nghiêng về T1 tăng cùng với góc lật và ảnh trọng lượng nghiêng về T2* tăng với thời gian tín hiệu dội (TE) Thời gian lặp điển hình (TR) là 30-500ms và TE nhỏ hơn 15ms

3.5 Phương pháp Turbo Gradient Echo (TGE)

Phương pháp này có thể được áp dụng để chụp ảnh nhanh, chụp ảnh vùng bụng hay tim trong chỉ một nhịp thở Thay vì phải đợi véc tơ từ Mz hồi phục hoàn toàn, người ta có thể phát luôn xung tiếp theo với Mz chưa hoàn toàn hồi phục đó, tuy nhiên, và phải đảm bảo là thành phần ngang của véc tơ

từ tổng M bằng không bằng cách đưa thêm vào một gradient từ trường

“spoiler” như hình vẽ

Hình 3.9 Chuỗi xung TGE

Gradient spoiler được thêm vào trước mỗi chu kì xung để chắc chắn là thành phần ngang của véc tơ từ tổng không còn nữa Người ta cũng sử dụng xung 1800 để tạo ra ảnh có trọng lượng nghiêng về T1 Trong trường hợp này, chuỗi Turbo gradient echo gồm một xung hồi phục ngược và một chuỗi các xung gradient echo cực nhanh với thời gian lặp TR ngắn và một góc lật nhỏ Khoảng cách thời gian giữa các xung gradient khác nhau Thời gian lặp lại TR thông thường ngắn hơn 10 ms

Hình 3.10 Nguyên lý chuỗi xung Turbo gradient echo sử dụng xung 1800