NGUYÊN LÝ TẠO ẢNH CỦA THIẾT BỊ CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN VÀ ỨNG DỤNG TRONG CHỤP ẢNH KHUẾCH TÁN

NGUYÊN LÝ TẠO ẢNH, THIẾT BỊ CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN, ỨNG DỤNG, CHỤP ẢNH KHUẾCH TÁN

ĐẠI HỌC QUỐC GIA THÀNH PHỐ HỒ CHÍ MINH

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA KHOA KHOA HỌC ỨNG DỤNG

-oOo -

LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP

NGUYÊN LÝ TẠO ẢNH CỦA THIẾT BỊ CỘNG

HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN VÀ ỨNG DỤNG TRONG

CHỤP ẢNH KHUẾCH TÁN

GVHD: KS PHAN NHẬT ĐÁN SVTH : LÊ MINH HÒA

MSSV : K0200931

Tp HCM, tháng 6 – 2007

ĐẠI HỌC QUỐC GIA TP HCM CỘNG HÒA XÃ HỘI CHỦ NGHĨA VIỆT NAM

TRƯỜNG ĐHBK TP HCM Độc lập – Tự Do – Hạnh Phúc

KHOA KHOA HỌC ỨNG DỤNG

- -

Tp Hồ Chí Minh, Ngày 26 Tháng 02 Năm 2007

NHIỆM VỤ LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP

Họ và tên: LÊ MINH HÒA MSSV: K0200931

Ngành: Vật lý kĩ thuật

Khóa: 2002 - 2007

1 Tên luận văn:

NGUYÊN LÝ TẠO ẢNH CỦA THIẾT BỊ CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN

VÀ ỨNG DỤNG TRONG CHỤP ẢNH KHUẾCH TÁN

2 Nhiệm vụ và nội dung:

- Trình bày nguyên lý hoạt động của máy cộng hưởng từ hạt nhân Các phương pháp cơ

bản cũng như nâng cao trong ghi nhận tín hiệu cộng hưởng từ

- Khảo sát các yếu tố ảnh hưởng đến chất lượng hình ảnh và xảo ảnh

- Trình bày nguyên lý của kĩ thuật chụp ảnh khuếch tán và ứng dụng trong chẩn đoán các

bệnh về não

3 Ngày giao nhiệm vụ: 26-02-2007

4 Ngày hoàn thành nhiệm vụ: 09-06-2007

5 Họ và tên cán bộ hướng dẫn: KS PHAN NHẬT ĐÁN

Ngày 26 Tháng 02 Năm 2007

Cán bộ hướng dẫn Chủ nhiệm Bộ môn Chủ nhiệm Khoa

LỜI CẢM ƠN

Xin chân thành cảm ơn các thầy cô bộ môn Vật Lý Kỹ Thuật Y Sinh trường Đại

Học Bách Khoa TP Hồ Chí Minh đã tận tình dạy bảo và truyền đạt những kiến thức

chuyên ngành làm nền tảng cho việc hoàn thành luận văn này

Xin đặc biệt gửi lời cảm ơn đến Viện trưởng – GS TSKH Vũ Công Lập, TS

Nguyễn Đông Sơn, Thầy Phan Nhật Đán, Cô Nguyễn Thị Thanh Phương và các thầy

cô thuộc Phân Viện Vật Lý Y Sinh Học đã giúp tôi định hướng đề tài,

tạo điều kiện cho tôi tiếp xúc với nguồn tài liệu rất phong phú, cũng như đã phản biện

và hướng dẫn tận tình trong suốt quá trình tôi thực tập và hoàn thành luận văn tại

đây

Xin gửi lời cảm ơn đến các bác sĩ khoa chuẩn đoán hình ảnh bệnh viện Nhân

Dân 115 đã giúp tôi trong việc tìm hiểu các ứng dụng của ảnh cộng hưởng từ khuếch

tán Tôi cũng xin gửi lời cảm ơn đến các bạn Hà Thúc Nhân và bạn Phạm Như Ngọc

đã giúp tôi rất nhiều trong việc hiệu chỉnh hình ảnh của luận văn này

Đặc biệt, luận văn không thể hoàn thành nếu thiếu sự động viên của gia đình

và bạn bè

Sau cùng, xin kính chúc các thầy cô trong Bộ môn Vậy Lý Kỹ Thuật Y Sinh đạt

được nhiều thành công trong công tác đào tạo và nghiên cứu

TP Hồ Chí Minh tháng 6 năm 2007

Lê Minh Hòa

ABSTRACT

Medical Diagnostic Imaging has recently been an inevitable diagnosing

department in most diagnostic activities and treatment procedures at medical clinics

and hospitals One of the most modern and most used is the Magnetic Resonance

Imaging (MRI) scanner After three decades since its existence, MRI has gone through

many technical breakthrough improvements which could be considered as a big

revolution noninvasive diagnostic imaging The mastering of these techniques is

significant not only in the repairing of any malfunction, but also in the making the

most effective use of the MRI scanner In this paper, the basics and principles of MRI

will be presented most basically

Brain diseases such as brain haemorrhage, brain vein blocking, brain tumor,

etc., are continuously increasing while early diagnostic tools like CT or conventional

MRI prove to be less effective In order to recommend a more effective early

diagnoctic tool, this paper presents the basic principles and practical applications of

Diffusion MRI, in comparison in effectiveness with Conventional MRI

In the aim of paving the way for deeper research, this paper does not give

emphasis to the hardware, but rather to the principles and the evaluation of clinic

applications

DANH SÁCH CÁC TỪ VIẾT TẮT

FLAIR Fluid Attenuation Inversion Recovery

fMRI Functional Magnetic Resonance Imaging

NMR Nuclear Magnetic Resonance

SMART Serial Motion Artifact Ruduction Technique

ST/THK Slice Thickness

STIR Short TI Inversion Recovery

T-GRE Turbo Gradient Echo

MỤC LỤC

Trang bìa i

Nhiệm vụ luận văn ii

Lời cảm ơn iii

Tóm tắt luận văn iv

Abstract v

Danh sách các từ viết tắt vi

Mục lục viii

PHẦN I : TỔNG QUAN 1

PHẦN II: NỘI DUNG 3

CHƯƠNG 1 NGUYÊN LÝ CƠ BẢN CỦA MRI 3

1.1 Giới thiệu 3

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

1.1.2 Cơ sở vật lý: Định luật cảm ứng Faraday 5

1.1.3 Cơ sở toán học: Phép biến đổi Fourier 6

1.2 Hạt nhân trong từ trường 9

1.2.1 Spin hạt nhân 9

1.2.2 Định hướng của hạt nhân trong từ trường 10

1.2.3 Hai mức năng lượng 10

1.3 Tác dụng của sóng RF 11

1.3.1 Tần số Larmor 11

1.3.2 Tần số cộng hưởng 12

1.3.3 Vài tính chất của một số hạt nhân sử dụng trong sinh học 12

1.3.4 Vector từ hóa mạng 13

1.3.5 Tác dụng của từ trường tạo ra bởi sóng RF 13

1.4 Các quá trình hồi phục 15

1.4.1 Quá trình suy giảm T2 15

1.4.2 Quá trình suy giảm T2* 17

1.4.3 Quá trình hồi phục T1 17

CHƯƠNG 2 MÃ HÓA KHÔNG GIAN VÀ TÁI TẠO ẢNH 20

2.1 Trường Gradient 20

2.2 Pixel, Voxel và FOV 20

2.3 Chọn lớp cắt 21

2.4 Lớp cắt xiên 22

2.5 Mã hóa pha và mã hóa tần số 22

2.6 Ví dụ về tính toán GS, GP, Gf cho một lớp cắt 24

2.6.1 Gradient chọn lớp cắt 24

2.6.2 Gradient mã hóa pha 24

2.6.3 Gradient mã hóa tần số 25

2.7 Ví dụ về tái tạo hình ảnh trên hai voxel 26

2.7.1 Thiết lập các trục tọa độ 26

2.7.2 Tác dụng của gradient mã hóa tần số và gradient mã hóa pha 26

2.8 Kết quả đo 27

2.8.1 Kết quả đo từ voxel thứ nhất 28

2.8.2 Kết quả đo từ voxel thứ hai 29

2.8.3 Biến đổi Fourier 29

2.8.4 Hình ảnh thu nhận 33

CHƯƠNG 3 CÁC PHƯƠNG PHÁP GHI NHẬN TÍN HIỆU MRI 34

3.1 Các phương pháp cơ bản 34

3.1.1 Phương pháp SE 34

3.1.1.1 Giới thiệu 34

3.1.1.2 Chuỗi xung SE 36

3.1.1.3 Ứng dụng 37

3.1.2 Phương pháp IR 38

3.1.2.1 Giới thiệu 38

3.1.2.2 Chuỗi xung IR 39

3.1.2.3 Ứng dụng 40

3.1.3 Phương pháp GRE 40

3.1.3.1 Giới thiệu 40

3.1.3.2 Chuỗi xung GRE 41

3.1.3.3 Ứng dụng 42

3.1.4 Phương pháp chụp đa lớp cắt và chụp khối 3D 43

3.2 Các phương pháp nâng cao 45

3.2.1 Không gian k 45

3.2.2 Phương pháp TSE 49

3.2.2.1 Giới thiệu 49

3.2.2.2 Chuỗi xung TSE 50

3.2.2.3 Ứng dụng 51

3.2.3 Phương pháp T-GRE 52

3.2.3.1 Giới thiệu 52

3.2.3.2 Chuỗi xung TFE 54

3.2.3.3 Ứng dụng 55

3.2.4 Phương pháp EPI 56

3.2.4.1 Giới thiệu 56

3.2.4.2 Chuỗi xung EPI 57

3.2.4.3 Ứng dụng 58

CHƯƠNG 4 CHẤT LƯỢNG HÌNH ẢNH 59

4.1 Các mục tiêu kĩ thuật của ảnh cộng hưởng từ 59

4.2 Độ tương phản 61

4.2.1 Giới thiệu 61

4.2.2 Các yếu tố ảnh hưởng đến độ tương phản 62

4.2.3 Độ tương phản trong phương pháp SE 63

4.2.4 Độ tương phản trong phương pháp Inversion Recovery (IR) 67

4.2.5 Độ tương phản trong phương pháp Gradient Echo (GRE) 68

4.3 Tỉ số tín hiệu trên nhiễu (SNR) 70

4.3.1 Giới thiệu 70

4.3.2 Ảnh hưởng của kích thước voxel 71

4.3.3 Ảnh hưởng của thiết bị phần cứng 72

4.3.4 Ảnh hưởng của loại chuỗi xung sử dụng 73

4.3.5 Ảnh hưởng của số lần thu nhận tín hiệu (NSA) 73

4.3.6 Ảnh hưởng của rFOV 74

4.3.7 Ảnh hưởng của phương pháp quét bán phần 75

4.3.8 Ảnh hưởng của phương pháp quét thu gọn 75

4.3.9 Ảnh hưởng của phương pháp chụp khối 3D 76

4.3.10 Ảnh hưởng của độ dịch chuyển hóa học (WFS) 76

4.4 Độ phân giải không gian 77

4.5 Thời gian thu nhận ảnh 79

4.6 Các loại xảo ảnh 79

4.6.1 Giới thiệu 79

4.6.2 Xảo ảnh do chuyển động của bệnh nhân 80

4.6.3 Xảo ảnh do nhịp thở 80

4.6.3.1 Kĩ thuật bù nhịp thở 81

4.6.3.2 Kĩ thuật thu nhanh 82

4.6.3.3 Kĩ thuật SMART 82

4.6.3.4 Kĩ thuật bão hòa vector từ hóa cục bộ 82

4.6.4 Xảo ảnh tim 83

4.6.4.1 Kĩ thuật đánh dấu sau sóng R 83

4.6.4.2 Kĩ thuật quét theo cổng 84

4.6.4.3 Kĩ thuật thu ảnh liên tiếp đơn lớp cắt 84

4.6.5 Xảo ảnh chồng lấn 85

4.7 Tác nhân tương phản 85

4.7.1 Giới thiệu 85

4.7.2 Các loại tác nhân tương phản thường dùng 86

CHƯƠNG 5 SƠ ĐỒ NGUYÊN LÝ & PHẦN CỨNG CỦA MÁY MRI 88

5.1 Sơ đồ tổng quát 88

5.2 Hệ thống nam châm 89

5.3 Hệ thống Gradient 91

5.4 Hệ thống cuộn RF 91

PHẦN III: ỨNG DỤNG 96

CHƯƠNG 6 ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ KHUẾCH TÁN VÀ ỨNG DỤNG TRONG CHỤP ẢNH BỆNH LÝ NÃO 96

6.1 Giới thiệu 96

6.2 Quá trình khuếch tán của phân tử 96

6.2.1 Khuếch tán tự do, định luật Fick và phương trình Einstein 96

6.2.3 Khuếch tán bất đẳng hướng 98

6.3 Ảnh hưởng của quá trình khuếch tán lên tín hiệu MRI 98

6.3.1 Chuỗi xung SE và Gradient cố định 99

6.3.2 Chuỗi xung ME và Gradient cố định 100

6.3.3 Chuỗi xung Stejskal-Tanner 101

6.4 Ảnh hưởng của xung khuếch tán lên ảnh MRI 102

6.5 Ảnh cộng hưởng từ khuếch tán tự do DWI 103

6.6 Bản đồ khuếch tán ADC 105

6.7 Ảnh cộng hưởng từ khuếch tán bất đẳng hướng DTI 107

6.8 Ứng dụng chụp hình khuếch tán MRI lên một số bệnh lý não 108

6.8.1 Tóm tắt một số bệnh lý não: 108

6.8.2 Các bất thường có thể thấy trên khảo sát MRI thường quy 110

6.8.3 Các dấu hiệu của U não trên MRI 110

6.8.4 Ứng dụng chụp hình khuếch tán MRI lên một số bệnh lý não: 110

KẾT LUẬN 116

Tài liệu tham khảo 117

PHẦN I: TỔNG QUAN

– MRI Hiện nay trên cả nước có khoảng 30 hệ thống MRI các loại với cường độ từ trường ngoài từ 1.5T trở xuống Trong đó các hệ thống MRI siêu dẫn

(1T và 1.5T) chiếm khoảng 1/3 và tập trung chủ yếu tại hai thành phố lớn là Hà Nội (4

máy) và Tp Hồ Chí Minh (6 máy) Ảnh MRI có giá trị chẩn đoán rất cao và nhu cầu

sử dụng MRI hiện nay là rất lớn

Trực tiếp vận hành các hệ thống MRI trên phần lớn là kĩ thuật viên và một số ít

bác sĩ Các cơ sở giảng dạy về MRI hiện tại có ĐH Bách Khoa Tp Hồ Chí Minh -

Ngành Vật lý kĩ thuật và các khoa chẩn đoán hình ảnh của các 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 kĩ thuật viên và bác sĩ hoạt động

trực tiếp trong lĩnh vực này thường gặp nhiều khó khăn khi tiếp cận các khía cạnh kĩ

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 kĩ thuật,

các kĩ 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 kĩ thuật mới được thuận lợi

hơn Bên cạnh đó, đề tài được chọn là do có sự hỗ trợ về mặt chuyên môn và tài liệu kĩ

thuật của các kĩ 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

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 cũng như nâng cao dùng

để ghi nhận tín hiệu cộng hưởng từ Ưu - nhược điểm của từng phương pháp và các ứng dụng của nó

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; các loại xảo ảnh có thể xảy ra và cách khắc phục

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

Chương VI: Trình bày về nguyên lý ảnh MRI khuếch tán (DWI) và ứng dụng trong chụp ảnh bệnh lý não, đặc biệt là đột quỵ và chẩn đoán phân biệt u và viêm

Trong thời đại công nghiệp hiện nay, các nguy cơ gây nên đột quỵ ngày càng

nhiều và đe dọa sức khỏe cộng đồng Đột quy gây nên những hệ quả xấu như tổn

thương trong bán cầu đại não gây liệt đối bên (50%); tổn thương thân não gây liệt tứ

chi, rối loạn thị giác hay hội chứng khóa trong (25%); tổn thương khiếm khuyết; thậm

chí gây tử vong (khoảng 20% tử vong trong vòng 1 tháng, 5-10% trong vòng 1 năm)

Việc phát hiện sớm đột quỵ là một yêu cầu cấp thiết nhằm có những biện pháp can

thiệp sớm làm giảm các hệ quả xấu DWI là một công cụ rất hữu hiệu trong việc chẩn

đoán sớm một số bệnh lý não, đặc biệt là đột quỵ Hiện nay tại Tp Hồ Chí Minh chỉ

có các bệnh viện lớn mới thực hiện được DWI như: bệnh viện Nhân Dân 115, bệnh

viện Chợ Rẫy, bệnh viện Đại học Y Dược Riêng lĩnh vực DTI nhằm phát hiện các

bệnh lý về chất trắng hiện vẫn chưa có cơ sở y tế nào thực hiện được vì gặp nhiều hạn

chế về kĩ thuật và cả con người

PHẦN II: NỘI DUNG

CHƯƠNG 1 NGUYÊN LÝ CƠ BẢN CỦA MRI

1.1 Giới thiệu

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

thành từ sau chiến tranh thế giới lần thứ II với nhiều khám phá quan trọng Nhưng bản

thân MRI là sự thừa hưởng rất nhiều phám phá vĩ đại của con người trước đó Có thể

kể ra đây một vài ví dụ:

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:

1946: Felix Bloch (ĐH Stanford)

và Edward M Purcell (ĐH Harvard) độc lập

tìm ra hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân Hai

ông đã đồng nhận giải Nobel vật lý cho công

trình này vào năm 1952

1949: Erwin L Hahn tìm ra

phương pháp Spin Echo và hiện tượng suy giảm

1966 – 1975: Richard R.Ernst

tìm ra phương pháp biến đổi Fourier hai chiều

để xây dựng ảnh MRI từ tín hiệu thu đươc Ông

i MRI: Magnetic Resonance Imaging

ii FID: Free Induction Decay

Felix Bloch Edward M.Prucell

Richard R.Ernst Paul C.Lauterbur

cũng là tác giả của góc Ernst tối ưu trong phương pháp GREi

1971: Paul C.Lauterbur xác định được vị trí không gian của vật mẫu,

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

Ngày 3/6/1977, lúc 4 giờ 45

phút sáng: Raymond V.Damadian và

cộng sự cho ra đời máy MRI toàn thân đầu

tiên Mở đầu thời kì MRI không còn bị giới

1987: Kĩ thuật EPI được sử dụng để thể hiện đoạn phim video thời gian

thể hiện dòng máu trong não mà không cần dủng tác nhân tương phản

1993: MRI chức năng được phát triển, cho phép chụp ảnh chức năng của các vùng khác nhau của não Từ đây, EPI lại có thêm nhiều ứng dụng ngoài chức năng

thu ảnh thời gian thực vốn có của nó

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

Thập niên 80 đến đầu thập niên 90 là quá trình hoàn thiện cuộn thu phát

nhanh hơn, tạo điều kiện cho các chuỗi xung nâng cao có những đóng góp thực tiễn

Bộ phận nam châm đã có tính đồng nhất cao và cường độ từ trường ngày càng lớn

i

GRE: GRadient Echo

ii EPI: Echo Planar Imaging

iii MRA: Magnetic Resonance Angiography

iv RF: Radio Frequency

Raymon V.Damadian Peter Mansfield

Thập niên 90 đến nay, nhờ tiến bộ của kĩ thuật máy tính mà các chương trình điều khiển tiên tiến hơn đã được phát triển; tạo thuận lợi cho quá trình thu nhận,

xử lý, lưu trữ

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:

Một sức điện động cảm ứng được sinh ra khi từ trường quanh vật dẫn điện thay đổi

Độ lớn của sức điện động cảm ứng tỷ lệ thuận với biến thiên của từ thông qua vòng mạch điện

Công thức:

Dạng tích phân:

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

Hình 1.1

Hình 1.2

1.1.3 Cơ sở toán học: Phép biến đổi Fourier 2

từ miền thời gian qua miền tần số Bất kì một hàm số nào cũng có thể được tách ra

thành tổng hoặc tích phân của nhiều hàm số sin cơ sở nhân với các hằng số khác nhau

(gọi là biên độ)

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:

tương ứng bới tần số f

Trong hình 1.3, cột đầu tiên mô tả vector từ hóa mạng có cường độ A và các

góc pha khác nhau Bằng cuộn thu, một thành phần của vector từ hóa mạng được thu

nhận (trong hình minh họa là thành phần X) và hình thành một sóng sin Góc pha của

vector từ hóa mạng quyết định góc pha ban đầu của tín hiệu sin Tín hiệu này được thể

hiện ở cột II và được gọi là tín hiệu ở miền thời gian Phép biến đổi Fourier của tín

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

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

Biến đổi Fourier của xung vuông ở miền thời gian tạo ra hàm sinc ở miền tần

số Biên độ tối đa của hàm sinc tỉ lệ thuận với diện tích của xung vuông (= A*T) Biến

đổi Fourier của hảm sinc ở miền thời gian tạo ra một xung vuông ở miền tần số Chu

kì của sóng sinc này tỉ lệ nghịch với băng thông của xung vuông Hàm sinc ở miền

thời gian được sử dụng làm sóng mang cho sóng RF chọn lớp cắt và góp phần quyết

Hình 1.5

i Xem thêm mục 2.3

1.2 Hạt nhân trong từ trường 2,4,5,6

1.2.1 Spin hạt nhân

Hạt nhân nguyên tử gồm các proton và các neutron Số lượng tử spin của

proton cũng như của neutron đều bằng ½ Tùy thuộc vào việc các spin của những hạt

nucleon đó có cặp đôi hay không mà hạt nhân của nguyên tử có thể được đặc trưng

bằng một số lượng tử spin hạt nhân I bằng không hoặc khác không Nếu spin của tất cả

các nucleon đều cặp đôi thì số lượng tử spin của hạt nhân bằng không (I = 0) Nếu ở

hạt nhân có một spin không cặp đôi thì I = ½ Nếu có nhiều spin 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

O, 12C, 32S …

I = số nguyên (1, 2, 3, … ) đối với hạt nhân chứa số proton lẻ và số

I = nửa số nguyên (1/2, 3/2, 5/2, … ) đối với các hạt nhân có số proton

một moment từ µ ≠ 0, loại này có hoạt

động từ nên có cộng hưởng từ hạt nhân

Tuy nhiên những hạt nhân có nhiều

electron quay xung quanh thì lại không

thích hợp trong tạo ảnh cộng hưởng từ do moment từ hạt nhân bị che chắn bởi các đám

mây electron Do đó khi nói đến cộng hưởng từ hạt nhân trong y học, hầu như ta chỉ

quan tâm đến hạt nhân hydro vì các lý do sau:

Hình 1.6 – Nguyên tử Hydro Nền tảng của ảnh MRI

Hydro là thành phần phổ biến nhất trong cơ thể con người (hiện diện trong các phân tử nước và chất béo)

Hạt nhân hydro chỉ bao gồm một proton (I = ½)

Trong tự nhiên, hydro là nguyên tố có độ nhạy từ cao nhất do moment từ hạt nhân ít bị che chắn nhất

1.2.2 Định hướng của hạt nhân trong từ trường

Khi không có từ trường ngoài, các

vector spin của hạt nhân hyđrô định hướng

ngẫu nhiên trong không gian Chính vì thế tổng

của tất cả các vector spin trong một mẫu thử

nào đó là bằng không và không thể đo được

Khi xuất hiện môi trường từ trường

ngoài đồng nhất, các vector spin của hạt nhân

hyđrô sẽ định hướng cùng chiều hoặc ngược

chiều với hướng của từ trường ngoài

1.2.3 Hai mức năng lượng

Hạt nhân có vector spin định hướng

ngược chiều với từ trường ngoài thì ở mức

năng lượng cao hơn hạt nhân có vector spin

Chính vì vậy, về mặt phân bố, số lượng các

vector spin định hướng ngược chiều ít hơn số

lượng các vector spin định hướng cùng chiều

với tỉ lệ khoảng vài phần triệu Tỉ lệ này sẽ

Khi có sự thay đổi trạng thái vector spin từ cùng chiều sang ngược chiều, hạt

nhân cần một năng lượng ΔE đúng bằng hiệu của hai mức năng lượng đó

Hình 1.7 – Định hướng của vector spin proton ở trạng thái chuyển

động nhiệt

Hình 1.8 – Định hướng của vector spin proton trong từ trường ngoài

B 2

h E

Với h là hằng số Plank

γ hằng số hồi chuyển từ Tương quan giữa số lượng proton có vector spin định hướng cùng chiều hay

ngược chiều với từ trường ngoài tuân theo phân bố Boltzmann:

kT E

CungChieu

NguocChieu

e N

N

Với k là hằng số Boltzmann

T là nhiệt độ tuyệt đối, đo bằng thang Kelvin

mạng M càng lớn (xem định nghĩa vector từ hóa mạng ở mục 1.3.4), dẫn đến tín hiệu

cộng hưởng từ hạt nhân thu được càng lớn

T ong

o N B c M

K

J 10 380658 ,

1 k

T

Hz 10 6752 , 2

Js 10 6260755 ,

6 h

T 10 3 , 3 kT 4

h c

N N

N

23 8 34

1 6

NguocChieu CungChieu

T ong

1.3 Tác dụng của sóng RF 2,7

1.3.1 Tần số Larmor

Thực tế các vector spin proton chuyển động tiến

tượng trong đó trục của vật thể quay "lắc lư" khi mô men

lực tác động lên nó Ví dụ như con quay trên mặt đất, nếu

trục không vuông góc tuyệt đối với mặt đất, moment xoắn

làm đổ nó Nhưng con quay không đổ nhờ vào chuyển động tiến động

Vector spin chuyển động tiến động quanh trục của từ trường ngoài với tần số

o

o

B 2 f

B

Với ω = 2πf Tần số của chuyển động tiến động còn được gọi là tần số Larmor Hệ số tỉ lệ γ

được gọi là hệ số hồi chuyển

BT

MHz577,42f

T

Hz1067522,

1.3.2 Tần số cộng hưởng

Trong cộng hưởng từ hạt nhân, tần số của sóng RF phải bằng tần số Larmor

Khi đó vector spin hạt nhân có thể hấp thu năng lượng của sóng RF và chuyển từ trạng

thái định hướng cùng chiều sang định hướng ngược chiều với từ trường ngoài Tần số

đó gọi là tần số cộng hưởng Phương trình (*) gọi là phương trình cộng hưởng

1.3.3 Vài tính chất của một số hạt nhân sử dụng trong sinh học

Hệ số hồi chuyển γ (radian*Hz/T)

Độ nhạy tương đối

Tần số cộng hưởng tại các độ lớn từ trường (MHz) 0,19T 0.95T 1.49T

Trong từ trường ngoài, góc pha của các vector spin có giá trị hoàn toàn ngẫu

nhiên Chính vì vậy hình chiếu của các vector spin lên mặt phẳng ngang (OXY)hoàn

toàn triệt tiêu lẫn nhau Chỉ còn tồn tại hình chiếu của các vector spin lên trục của từ

trường ngoài (trục Z) Do sự phân bố các vector spin định hướng cùng chiều và ngược

Hình 1.10 – Vector từ hóa mạng

1.3.5 Tác dụng của từ trường tạo ra bởi sóng RF

Khi vector từ hóa mạng định hướng theo

trục Z, cường độ của nó được duy trì bởi sự hiện

Về cơ bản, sóng RF được tạo ra bằng cách

cho một dòng điện xoay chiều có tần số f bằng tần

số Larmor của mẫu cần khảo sát chạy trong một

Hình 1.11 – Sự tạo thành B 1

Khi đó, ta có cùng lúc hai chuyển động

xoay: một là chuyển động của vetor từ hóa mạng

xoay này tạo thành một chuyển động xoắn ốc của

của vector spin nhằm tạo thuận lợi cho việc khảo

sát, ta gắn vào vector từ hóa một hệ trục tọa độ

Ox’y’z quay quanh trục Oz với tần số Larmor

Trong hệ quy chiếu quay đó, khi sóng RF

của từ trường ngoài (trục Z) một góc α gọi là góc

lật Góc lật α phụ thuộc vào độ lớn của từ trường

gọi là vector từ hóa dọc

Sau khi tắt xung RF, vector từ hóa mạng sẽ thực hiện chuyển động tiến động với

tần số Larmor và tạo ra tín hiệu cộng hưởng từ mà ta sẽ thu được bằng một cuộn thu

Hình 1.12 – Chuyển động xoắn ốc của vector từ hóa mạng trong hệ

quy chiếu trái đất

Hình 1.13 – Góc lật α dưới tác

dụng của B 1

Hình 1.14 – Xung 90 0 -RF & 180 0 -RF

1.4 Các quá trình hồi phục 4,5

cùng chiều và ngược chiều là bằng nhau Mặt khác, pha của vector spin này như nhau,

từ đó tạo ra vector từ hóa ngang trên mặt phẳng OXY

Khi tắt xung RF, xảy ra hai quá trình tương tác độc lập nhau làm cho vector từ

hóa mạng trở lại vị trí định hướng theo trục Z Hai tương tác đó là:

Tương tác spin – spin : tạo ra sự lệch pha giữa các vector spin, gây nên

sự suy giảm độ lớn của vector từ hóa ngang trên mặt phẳng OXY Quá trình này còn được gọi là “quá trình suy giảm T2”, “quá trình suy giảm ngang” hay “quá trình suy giảm spin-spin” Quá trình tương tác này không làm thay đổi tổng năng lượng của hệ thống

Tương tác spin – mạng : tạo ra sự hồi phục của các vector spin trở về

động Quá trình này còn được gọi là “quá trình hồi phục T1”, “quá trình hồi phục dọc” hay “quá trình hồi phục spin mạng” Quá trình này là cơ chế tạo ra năng lượng cho tín hiệu cộng hưởng từ

1.4.1 Quá trình suy giảm T2

định hướng trên mặt phẳng ngang

Bản thân mỗi proton đều có

vector từ hóa riêng của chúng Khi

-RF thì các vector spin này vẫn cùng pha Nhưng khi ngưng

hưởng lẫn nhau (tương tác spin – spin)

và nhanh chóng mất tính kết hợp (do

từ trường tại vị trí của mỗi proton có

Hình 1.15 – Quá trình suy giảm T2

sự khác biệt đôi chút làm cho vector spin tiến động ở các tần số khác nhau) Lưu ý là

tương tác spin – spin không làm thay đổi năng lượng của hệ mà nó chỉ là quá trình trao

đổi năng lượng giữa các proton với nhau

Kết quả là vector từ hóa ngang

bị giảm cường độ theo hàm mũ

2 T t XY

độ tín hiệu thu được cũng giảm tương

số suy giảm T2 T2 được định nghĩa là

thời gian cần thiết để cường độ vector

từ hóa ngang suy giảm còn 37% (1/e)

so với ban đầu T2 phụ thuộc chủ yếu vào:

Trạng thái và cấu trúc nguyên tử của vật chất (T2 của chất rắn nhỏ hơn T2 của chất lỏng)

Độ đồng nhất từ trường

Nhờ tính chất này mà các loại mô khác nhau trong cơ thể được phân biệt thông

qua đường đặc trưng T2 của chúng

Sau đây là bảng thông số giá trị T2 của một vài loại mô khác nhau trong cơ thể

Hình 1.16 – Quá trình suy giảm T2

1.4.2 Quá trình suy giảm T2*

Thực tế, môi trường từ

trường tuyệt đối đồng nhất nhằm tạo

ra đường đặc trưng T2 như trên là

không tồn tại Luôn luôn có sự sai

khác từ trường – dù là rất nhỏ – giữa

các vi thể tích (voxel) làm cho

vector từ hóa của các vi thể tích này

tiến động ở các tần số khác nhau

Tác dụng không mong muốn này

làm cho vector từ hóa ngang suy giảm nhanh hơn so với sự suy giảm ở môi trường từ

trường lý tưởng Hiện tượng này gọi là hiện tượng suy giảm tín hiệu do lệch pha spin

(Free Induction Decay – FID) Tín hiệu thu được gọi là tín hiệu FID

Quá trình suy giảm này gọi là quá trình suy giảm T2*

Hệ số đặc trưng cho sự suy giảm này gọi là hệ số suy giảm T2*

Giá trị T2* được tính bởi công thức

i

1.4.3 Quá trình hồi phục T1

Ở trạng thái cân bằng nhiệt,

Quá trình hồi phục T1 chính

là quá trình thiết lập lại trạng thái

cân bằng nhiệt của hệ thống Vì vậy

-RF, quá

tăng theo quy luật hàm mũ:

1 T t o

M

T1 phụ thuộc chủ yếu vào:

Trạng thái và cấu trúc nguyên tử của vật chất (T1 của chất rắn nhỏ hơn T1 của chất lỏng)

Cường độ của từ trường ngoài (Cường độ càng lớn, thời gian hồi phục càng lâu)

Trong sinh học, các loại mô khác nhau hồi phục với tốc độ khác nhau, nhờ tính

chất này mà các loại mô khác nhau trong cơ thể được phân biệt thông qua đường đặc

trưng T1 của chúng Sau đây là bảng thông số giá trị T1 của một vài loại mô khác

nhau trong cơ thể tại một số giá trị từ trường ngoài:

Bảng 1.3

Loại mô T1 (ms)

tại 63 MHz

T1 (ms) tại 42 MHz

T1 (ms) tại 8.4 MHz

Chất xám 917±160 809±140 492±84

CHƯƠNG 2 MÃ HÓA KHÔNG GIAN VÀ TÁI TẠO ẢNH 2,4,5

2.1 Trường Gradient

Trong tạo ảnh MRI, tần số tiến

động của các phân tử liên hệ trực tiếp

với cường độ từ trường Trong một môi

trường từ trường đồng nhất, các phân tử

được kích thích bởi một xung RF sẽ

không cung cấp một tí thông tin nào về

vị trí không gian của chúng Một cách để

xác định vị trí tín hiệu proton tại một

vùng không gian là làm cho tần số cộng

hưởng của nó thay đổi theo vị trí Công

cụ để thực hiện điều này chính là trường gradient Về cơ bản, trường gradient là một

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

theo một hướng xác định Trường gradient được sử dụng phổ biến trong cộng hưởng

từ hạt nhân là trường gradient tuyến tính một chiều

Độ lớn của trường gradient biến thiên tuyến tính từ -G đến +G Vị trí mà trường

gradient bằng không gọi là vị trí trung tâm (isocenter) Tùy theo các phương khác

nhau mà trường gradient lại có tác dụng khác nhau bao gồm: chọn lớp cắt, mã hóa pha

và mã hóa tần số

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

Hình 2.2

giới hạn (có thể thay đổi được) chứa đầy đủ thông tin của vùng cần thăm khám

Nếu muốn chọn một lớp cắt nào đó, ta chỉ cần chọn tần số của sóng RF trùng với

tần số Larmor của lớp cắt cấn quan tâm Và có một lưu ý rằng vector gradient áp dụng

trong việc chọn lớp cắt Các lớp cắt xiên là sự phối hợp của cả ba vector gradient trên

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

Sóng RF có tần số Larmor được bao bởi một sóng mang có dạng sinc(x) =

(sinx)/x Tần số Larmor quyết định vị trí của lớp cắt, còn băng thông Δf của sóng

Hình 2.3 – Tần số Larmor biến đổi khi có trường

Gradient

Với lớp cắt nhỏ hơn 3 mm thì giảm thêm Δf Lớp cắt càng mỏng, Gs càng lớn Lớp cắt

càng dày thì cường độ tín hiệu thu được càng tăng, và do đó tăng tỉ số tín hiệu trên

nhiễu Tuy nhiên khi đó độ tương phản lại giảm

2.4 Lớp cắt xiên

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 pha

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

2.5 Mã hóa pha và mã hóa tần số

Khi lớp cắt đã được chọn, vấn đề

tiếp theo là phải làm sao phân biệt được vị

trí của các voxel khác nhau trên lớp cắt

đó Để thực hiện điều này, trường

gradient mã hóa pha và trường gradient

mã hóa tần số được sử dụng

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

động cùng tần số và cùng pha Khi gradient mã hóa pha được sử dụng, các vector spin

này bắt đầu tiến động với các tần số khác nhau tùy theo vị trí của chúng trên chiều dọc

của trường gradient: những điểm ở phần âm của trường gradient sẽ tiến động với tần

số bị suy giảm, còn những điểm ở phần dương của trường gradient sẽ tiến động với tần

số được tăng cường Sau đó, gradient mã hóa pha tắt đi, các vector spin lại tiến động

với cùng tần số nhưng pha của chúng đã bị thay đổi Khi thu nhận tín hiệu, gradient

mã hóa tần số được áp dụng với cơ chế tương tự như gradient mã hóa pha Kết quả của

hai quá trình mã hóa là tín hiệu tại mỗi voxel sẽ mang một đặc trưng về tần số và pha

riêng Tuy nhiên, tín hiệu MRI thu đươc không phải từ những voxel riêng biệt mà là

tổng của tất cả các tín hiệu trong lớp cắt đó

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

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

2.6.2 Gradient mã hóa pha

Các thông số kĩ thuật:

= 256 x 256 FOV = 250 mm

Tính pha tạo ra tại điểm biên của trường nhìn

2.6.3 Gradient mã hóa tần số

Các thông số kĩ thuật:

Chuỗi xung SE

= 130 Hz

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

Băng thông trên toàn ma trận ảnh:

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 chọn lớp cắt Trục Y là trục mã hóa pha Trục X là là trục mã hóa tần số Tâm O là điểm trung tâm Lớp cắt nằm trên mặt phẳng OXY và vuông góc với OZ

Từ trường đống nhất

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 một gradient mã hóa tần số, tại một vị trí nào đó trên trục X sẽ có giá trị

Với một gradient mã hóa pha sử dụng trong khoảng thời gian Δt, tại một vị trí

nào đó trên trục Y sẽ có giá trị pha φ, từ đó ta sẽ xác định được tọa độ y của điểm đó

theo công thức:

Nhưng thực tế là giá trị x ta có thể đo được do f được xác định qua phép biến

đổi Fourier, còn φ thì ta không thể xác định được Đó là lý do ta phải sử dụng một

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

Hình 2.9

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

2.8 Kết quả đo

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

Hình 2.10