Nghiên cứu các giải pháp xử lý nhiễu trong ảnh của thiết bị chẩn đoán ảnh cộng hưởng từ MRI

Khi những proton của nguyên tử hydrogen của các mô được đặt trong một từ trường có cường độ lớn và được cung cấp năng lượng dưới dạng những sóng có tần số radio thì khi ngừng cung cấp nh

Trường đại học bách khoa hà nội

-

luận văn thạc sĩ khoa học

Nghiên cứu các giải pháp xử lý nhiễu

trong ảnh của thiết bị chẩn đoán ảnh

cộng hưởng từ - MRI

ngành: Xử lý thông tin và truyền thông m∙ số:

Nguyễn Xuân toàn

Người hướng dẫn khoa học: PGS.TS nguyễn thị hoàng lan

Hà Nội 2006

Giới thiệu chung

Khoa học kỹ thuật cuối thế kỷ 20 đã có những bước tiến vĩ đại nó tạo ra một nền tảng vững chắc để xây dựng hạ tầng cơ sở xã hội thông tin Trong đó, công nghệ thông tin và công nghệ điện tử đóng vai trò quan trọng mở đầu cho giai đoạn hình thành và phát triển nền kinh tế tri thức thế giới

Việc tác động của các ngành khoa học cơ bản như: Vật lý, Hoá học, Sinh học,… vào trong lĩnh vực công nghệ thông tin, công nghệ điện tử, tự động hoá, cơ khí chính xác, công nghệ sinh học,…là rất tích cực Chúng được ứng dụng rộng rãi trong nhiều lĩnh vực Một trong những ứng dụng mang tính tích cực và hiệu quả đó là trong y học

Công nghệ “chẩn đoán hình ảnh” trong y học được sử dụng trong việc thăm khám người bệnh Bởi vì thế mạnh của nó là có thể quan sát trực tiếp bằng mắt những tổ chức bên trong cơ thể mà không cần có các tác động cơ học

Cộng hưởng từ trong y học là kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh hiện đại, có khả năng chẩn đoán sớm, chính xác với độ tin cậy cao nhất hiện nay, không gây nhiễu xạ và hoàn toàn không gây độc hại cho cơ thể Thăm khám bằng kỹ thuật cộng hưởng từ ngày càng trở nên thông dụng ở nhiều chuyên khoa, như: thần kinh, cơ xương khớp,…nó thật sự là một tiêu chuẩn vàng trong việc đánh giá các tổn thương bệnh lý

Tuy nhiên, cũng giống như các hình ảnh hiện đại khác, ảnh cộng hưởng

từ có nhiễu ảnh do vấn đề thu nhận, số liệu điều chỉnh hoặc quá trình sinh học của bệnh nhân Thường gặp nhất là: kỹ thuật, số liệu điều chỉnh bao gồm lỗi làm ngắn và xoắn do dòng điện xoay chiều Lỗi cắt bớt xảy ra ở bề mặt đối quang cao và xuất hiện như dạng vòng hay song song gần bờ hình ảnh Hiện tượng đối quang cao là phức tạp nhất, để tính toán yêu cầu số liệu phải lớn

Đôi khi làm rút gọn số liệu dùng để tạo ra một số liệu hoàn thành Mất số liệu này là kết quả trong lỗi tương đương bộc lộ như một nhiễu trong hình ảnh Luận văn cao học nhằm nghiên cứu về kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ và các giải pháp xử lý nhiễu

Để nâng cao chất lượng ảnh của thiết bị cộng hưởng từ đang được sử dụng trong các trung tâm y tế, bệnh viện Trong quá trình làm luận văn tôi đã tìm hiểu, tiếp thu những kiến thức về xử lý ảnh để thực hiện luận văn theo hướng nghiên cứu thử nghiệm xử lý nhiễu trong ảnh cộng hưởng từ

Luận văn gồm 4 chương với các nội dung :

Danh môc c¸c ch÷ viÕt t¾t

CT: Computer Tomography

FA: Flip Angle

FID: Free Free Induction Decay

FIR: Finite Impulse Respone

FLAIR: Fluid Attenuated Inversion Recorvery

FOV : Field of View

GE: Gradient Echo

IIR: Infinite Impulse Respone

IR: Invertion Recovery

LMS: Least Mean Squaer

MP: Magnetization Preparation

MRA: Magnetic Resonance Angiography

MRI: Magnetic Resonance Imaging

MSE: Mean Square Error

NMR: Nuclear Magnetic Resonance

PC: Personal Computer

PEAR: Phase Encoded Artifact Reduction

PSF: Point Spread Function

REST: Regional Saturation Techique

RF: Radio frequence

SAGE: Small Angle Gradient Echo

SE: Spin Echo

SNR: Signal to Noise Ratio

SPIR: Spectral presaturation with inversion recorvery

STIR: Short TI Inversion Recovery

TE: Echo Time

TI: Inversion Time

TR: Repetition Time

TV: Television

Danh mục các bảng, hình vẽ

Bảng 2.1 Tổ hợp các trường gradient 26

Bảng 4.1 Đánh giá kết quả thử nghiệm 92

Hình 1.1 Sơ đồ khối hệ thống xử lý ảnh 7

Hình 1.2 ảnh chụp X quang thường 9

Hình 1.3 ảnh chụp não của máy cắt lớp 10

Hình 1.4 ảnh siêu âm vùng bụng của máy siêu âm 10

Hình 1.5 ảnh chụp não của máy cộng hưởng từ 12

-Hình 2.1 Trạng thái của các hạt nhân trong từ trường ngoài B0 và sự hình thành véctơ từ hoá 17

Hình 2.2 Trạng thái của véctơ từ hoá khi có tác động của xung vô tuyến 18 Hình 2.3 Quá trình dãn hồi 19

Hình 2.4 Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do 20

Hình 2.5 Tiếng vọng spin 20

Hình 2.6 Sơ đồ mạch tách sóng cầu phương 22

Hình 2.7 Biểu đồ xung của dãy xung bão hoà phục hồi 25

Hình 2.8 Trạng thái của các spin trong lớp cắt khi tác động xung 27

Hình 2.9 Mô tả phân bố tần số và pha đặc trưng của các spin 28

Hình 2.10 Biểu đồ dãy xung trong phương pháp tiếng vọng spin 30

Hình 2.11 Xác định độ tương phản trong ảnh 31

Hình 2.12 Phương pháp phục hồi đảo nghịch 34

-Hình 2.13 ảnh hưởng của xung kích động tạo góc lệch nhỏ đối với véctơ từ hoá dọc 35

Hình 2.14 Quan hệ giữa cường độ tín hiệu và góc lệch 36

Hình 2.15 ảnh hưởng của góc lệch đến độ tương phản 37

Hình 2.16 Phương pháp chuẩn bị véctơ từ hoá 38

Hình 2.18 Các đặc tính vật lý của mô được hiển thị trong ảnh MRI 43

Hình 2.19 Sơ đồ các chuỗi xung cơ bản 46

-Hình 2.20 Các yếu tố ảnh hưởng đến tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu trong ảnh MRI.- 53 Hình 3.1 Phương sai của ảnh ra tỷ lệ nghịch số điểm ảnh 61

Hình 3.2 Dạng bộ lọc Gausse 63

Hình 3.3 Sơ đồ bộ lọc tuyến tính Wiener 65

Hình 3.4 Hàm truyền đạt bộ lọc Wiener 68

Hình 3.5 Kỹ thuật giảm nhiễu nhân bằng lọc đồng hình 70

Hình 3.6 Kỹ thuật giảm nhiễu nhân chập 70

Hình 4.1 Minh hoạ hệ thống thu nhận ảnh cộng hưởng từ 72

Hình 4.2 Cấu hình hệ thống thu nhận ảnh cộng hưởng từ 73

Hình 4.3 Sơ đồ chức năng của hệ thống lọc nhiễu 73

Hình 4.4 Giao diện xử lý ảnh cộng hưởng từ xung FLAIR 79

Hình 4.5 ảnh xung FLAIR thu nhận được định dạng *Bitmap 81

Hình 4.6 Lọc trung vị với các cửa sổ khác nhau 85

Hình 4.7 Lọc Gausse với các cửa sổ khác nhau 86

Hình 4.8 Lọc đồng hình với các cửa sổ khác nhau 86

Hình 4.9 Lọc Gausse đồng hình với các cửa sổ khác nhau 86

Hình 4.10 ảnh các bệnh lý khác nhau lẫn nhiễu 87

Hình 4.11 Lọc trung vị 3x3 88

Hình 4.12 Lọc Gausse 3x3 89

Hình 4.13 Lọc đồng hình 3x3 90

Hình 4.14 Lọc Gausse và đồng hình 3x3 91

-Chương 1 Tổng quan về xử lý ảnh y tế

1.1 Hệ thống xử lý ảnh

Ngành xử lý ảnh ra đời với mục đích tạo ra các hệ thống máy tính có khả năng “nhìn ” và “nhận biết” được ảnh, hỗ trợ khả năng nhìn của con người và truyền thông ảnh giúp cho con người có thể “nhìn” các đối tượng ở những vị trí mà con người không nhìn trực tiếp bằng mắt

Xử lý ảnh đang được quan tâm, nghiên cứu và ứng dụng trong nhiều lĩnh vực như thiên văn, quân sự, y học, khảo cổ học,… Công nghệ điện tử, tin học phát triển mạnh mẽ đã hỗ trợ việc xử lý ảnh số một cách có hiệu quả

Các khối chức năng chính của một hệ xử lý ảnh bao gồm:

1.2.1 Đặc điểm của quá trình tạo ảnh y tế

Các quá trình tạo ảnh y tế thường qui có thể được chia thành hai giai

đoạn như sau:

Nén lưu trữ

truyền

ảnh

ảnh liên tục

ảnh số

đối

tượng

Hiển thị

ảnh

Bộ cảm biến

ảnh

ƒ Thu thập dữ liệu liên quan tới các tương tác của một vài dạng bức xạ

là ngược lại với trực giác Do các ảnh y tế hiện đại được tạo bởi các quá trình

xử lý, tái tạo hoặc xây dựng lại một ảnh từ cơ sở dữ liệu tương tác của các mô với các bức xạ nên quá trình này thường được coi là quá trình tái tạo và các

ảnh này được gọi là các ảnh tái tạo lại

Có thể nói rằng đối với mỗi đối tượng khác nhau và đối với các mục đích quan sát khác nhau thì chúng ta có thể sử dụng các phương pháp tạo ảnh khác nhau, như: X quang thường, chụp cắt lớp bằng tia X, cộng hưởng từ, siêu âm hay bằng trở kháng điện cơ thể,…

I = I0eưàps (1.1)

Trong đó: I0: Năng lượng chùm tia tới

I: Năng lượng chùm tia sau khi đi qua đối tượng

s: Chiều dày của đối tượng

p: Mật độ vật chất trung bình của đối tượng

à: Hệ số suy giảm khối lượng Hệ số à biểu thị cấu trúc vật chất của các đối tượng và phụ thuộc vào năng lượng bức xạ

Hình 1.2 ảnh chụp X quang thường

Chùm tia X đã được biến đổi sau khi xuyên qua vật thể, sẽ tác động vào một vật hiện hình, từ đó tạo ra một hình ảnh tổng thành của toàn bộ thể tích

được tia X chiếu qua

Vật hiện hình có thể là phim, màn huỳnh quang, bóng tăng sáng,…

Khi bức xạ quang tuyến xuyên qua 1 lớp và vuông góc với trục của cơ thể người, tới một bộ phát hiện (Detecter) gồm nhiều tế bào ghi nhỏ để đo bức xạ quang tuyến đã bị suy yếu khi đi qua các vùng khác nhau của cơ thể Hai

bé phËn nµy (nguån ph¸t tia - bãng X quang vµ thiÕt bÞ ®o - bé ph¸t hiÖn) liªn kÕt h÷u c¬ víi nhau, quay quanh c¬ thÓ vµ cho phÐp thùc hiÖn hµng ngµn phÐp

®o trong mét vßng quay 3600 Nh÷ng d÷ liÖu ®o ®−îc sÏ ®−îc ghi vµo bé nhí

HÖ thèng m¸y tÝnh ®iÖn tö sÏ tÝnh to¸n, xö lý d÷ liÖu nµy vµ t¸i t¹o l¹i h×nh

lµ ®Çu dß siªu ©m

H×nh 1.4 ¶nh siªu ©m vïng bông cña m¸y siªu ©m

Sự phản hồi của sóng âm từ các cơ quan nội tạng trong cơ thể phụ thuộc vào :

- Tốc độ lan truyền của sóng âm trong môi trường

- Trở kháng âm của môi trường

- Sự hấp thụ của các cơ quan nội tạng

- Cấu trúc hình học của các cơ quan nội tạng

Đầu dò máy siêu âm thực hiện cả chức năng: phát và thu sóng siêu âm Khi phát đầu dò biến đổi các xung điện áp thành sóng siêu âm, sóng siêu âm

được phát ra dưới dạng chùm tia Để hội tụ chùm tia tại những độ sâu nhất

định người ta dùng những thấu kính âm thanh Khi thu, sóng siêu âm đập vào

đối tượng thăm khám nó sẽ dội ngược lại đầu dò và sẽ được đầu dò biến đổi thành điện áp Với những đầu dò có tần số cao thì độ phân giải sẽ cao và độ xuyên sâu của chùm tia sóng âm sẽ thấp Với những đầu dò có tần số thấp thì

độ phân giải sẽ thấp và độ xuyên sâu của chùm tia sóng âm sẽ cao Chính vì vậy, tuỳ vào chức năng thăm khám mà có thể chọn đầu dò thích hợp

d ảnh cộng hưởng từ

Nguyên lý của cộng hưởng từ không sử dụng tia X mà dựa vào một nguyên tắc hoàn toàn khác để tạo ra hình ảnh ảnh cộng hưởng từ liên quan tới sự hấp thu đặc biệt năng lượng xung radio của nguyên tử Nguyên tử hydrogen có rất nhiều trong các mô của cơ thể con người, hạt nhân nguyên tử này chỉ có một proton Khi những proton của nguyên tử hydrogen của các mô

được đặt trong một từ trường có cường độ lớn và được cung cấp năng lượng dưới dạng những sóng có tần số radio thì khi ngừng cung cấp những sóng đó,

hệ thống sẽ hồi trả lại năng lượng và các proton sẽ phát ra các tín hiệu Các tín hiệu này được các bộ phận trong thiết bị và máy vi tính thu nhận và xử lý để tạo ra hình ảnh

Hình 1.5 ảnh chụp não của máy cộng hưởng từ

1.3 Phạm vi ứng dụng của xử lý ảnh trong lĩnh vực y học

Trong lĩnh vực y học, ứng dụng của xử lý ảnh đang được nhiều nhóm nghiên cứu ở các nước quan tâm Những tiến bộ kỹ thuật của chẩn đoán hình

ảnh hỗ trợ rất hiệu quả cho việc chẩn đoán lâm sàng, chẳng hạn X- quang cho biết các thông tin về xương, phổi, dạ dày, thận,….ảnh siêu âm thông tin về các mô mềm, tim, gan, mật, bàng quang, thai nhi,…Công nghệ chẩn đoán hình ảnh trên thế giới từ những thập niên cuối thế kỷ 20 trở về đây phát triển với tốc độ nhanh để đáp ứng yêu cầu chăm sóc sức khoẻ con người ngày càng cao Trong khi đó các thiết bị chẩn đoán hình ảnh thế hệ cũ đã lạc hậu và xuống cấp, hạn chế việc thăm khám Do vậy, hiện nay tồn tại song song hai hướng nghiên cứu, xử lý ảnh y học

ƒ Phát triển, nâng cao các ứng dụng trong máy siêu âm màu, siêu âm ba chiều, siêu âm bốn chiều, máy chụp cắt lớp vi tính ( Computed Tomography- CT), máy chụp cộng hưởng từ (Magnetic Resonance Imaging- MRI)

ƒ Trên cơ sở thiết kế đã có của các thiết bị chẩn đoán hình ảnh, xử lý những hạn chế để cải thiện, nâng cấp chất lượng, trích chọn đặc trưng, nhận dạng ảnh bằng máy tính theo các mục đích quan sát khác nhau

ảnh y học khi được lưu trữ trên máy tính thuận lợi cho việc chẩn đoán, nghiên cứu và giải phẫu được nhanh và chính xác hơn

Ngoài ra, việc xử lý ảnh bằng máy tính còn thực hiện lưu trữ các thông tin về bệnh nhân giúp cho các bác sỹ có thể chẩn đoán cho bệnh nhân ở những khoảng cách xa và trao đổi thông tin giữa các cơ sở y tế

Luận văn này tập trung nghiên cứu về ảnh cộng hưởng từ và giải pháp xử

lý nhiễu trong ảnh cộng hưởng từ

Chương 2 Tìm hiểu về hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ 2.1 Giới thiệu chung

Chụp cắt lớp cộng hưởng từ là một kỹ thuật tạo ảnh thường sử dụng chủ yếu trong y học để tạo ra các ảnh có chất lượng cao về cấu trúc bên trong cơ thể con người MRI dựa trên cơ sở nguyên lý cộng hưởng từ hạt nhân (Nuclear Magnetic Resonance - NMR), một kỹ thuật phân tích phổ sử dụng trong nghiên cứu khoa học để thu được các thông tin vi mô về cấu trúc vật lý hay hoá học của phân tử Từ cuối những năm 70 của thế kỷ trước, kỹ thuật này ít

được gọi là chụp cắt lớp cộng hưởng từ hơn so với tên gọi chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân (CHTHN) MRI ban đầu được sử dụng làm một phương pháp chụp cắt lớp, tức là tạo ra một ảnh tín hiệu NMR trong một lớp cắt mỏng xuyên qua cơ thể con người Ngày nay, MRI đã được mở rộng từ phương pháp chụp ảnh lớp cắt thành phương pháp chụp ảnh khối thể tích [3]

Quá trình phát triển của MRI bắt đầu từ những năm 50 của thế kỷ trước Felix Bloch và Edward Purcell, hai nhà khoa học được giải Nôbel năm 1952

đã phát hiện ra hiện tượng cộng hưởng từ độc lập với nhau vào năm 1946 Trong thời kỳ từ năm 1950 đến 1970, NMR đã được phát triển và sử dụng cho phân tích phân tử về vật lý và hoá học Vào năm 1971, Raymond Damadian chỉ ra rằng thời gian dãn hồi (hồi phục) từ nguyên tử của các mô và khối u khác nhau, từ đó thúc đẩy các nhà khoa học nghiên cứu việc ứng dụng cộng hưởng từ trong chẩn đoán bệnh Năm 1973, Hounsfield giới thiệu máy chụp cắt lớp vi tính (Computer Tomography - CT) trên cơ sở tia X quang Đây là thời điểm quan trọng đối với MRI bởi vì các bệnh viện đã sẵn sàng bỏ ra những khoản tiền lớn đầu tư cho thiết bị chụp ảnh y học MRI lần đầu tiên

được chứng minh trong một mẫu ống thử nghiệm nhỏ bởi Paul Lauterbur trong cùng năm này Ông sử dụng kỹ thuật chiếu ngược tương tự như trong

CT Năm 1975, Richard Ernst đề xuất MRI sử dụng việc mã hoá pha và tần số

và biến đổi Fourier Kỹ thuật này là nền tảng của kỹ thuật MRI hiện nay Một vài năm sau đó, vào năm 1977, Raymond Damadian trình bày phương pháp MRI toàn bộ cơ thể Cũng trong năm đó, Peter Mansfield phát triển kỹ thuật chụp ảnh hai chiều tiếng vọng (Echo Planar Imaging - EPI) Kỹ thuật này

được phát triển những năm sau đó để chụp ảnh được ở tốc độ thu hình (30ms/ảnh) Edelstein tiến hành chụp ảnh cơ thể theo phương pháp của Ernst vào năm 1980 Một ảnh đơn có thể thu nhận được trong khoảng 5 phút theo kỹ thuật này Năm 1986, thời gian chụp giảm xuống còn 5 giây mà không giảm nhiều về chất lượng ảnh Cũng trong năm này, người ta phát triển kính hiển vi

sử dụng NMR, cho phép thu được độ phân giải 10àm trên một khoảng xấp xỉ 1cm Vào năm 1987, phương pháp chụp ảnh hai chiều tiếng vọng được sử dụng để chụp ảnh chuyển động thời gian thực của một chu kỳ nhịp tim đơn Cũng trong năm này, Charles Dumoulin đã hoàn thiện kỹ thuật chụp mạch cộng hưởng từ (Magnetic Resonance Angiography - MRA), cho phép chụp

ảnh dòng chảy của máu mà không cần sử dụng chất tăng tương phản (chất đối quang) Năm 1991, Richard Ernst đã thành công trong MRI và NMR dùng biến đổi Fourier xung và được nhận giải Nôbel về hoá học Năm 1993, MRI chức năng (Function MRI - FMRI) được phát triển Kỹ thuật này cho phép khảo sát về chức năng của các vùng khác nhau trong bộ não con người Những năm gần đây, nhiều nhà chẩn đoán muốn phát triển các ứng dụng chủ yếu của

kỹ thuật chụp hai chiều tiếng vọng vào chụp tim thời gian thực Sự phát triển của FMRI mở ra một ứng dụng mới cho EPI về chụp ánh xạ chức năng các vùng của bộ não đáp ứng kiểm tra tư duy và vận động của dây thần kinh Năm

1994, các nhà nghiên cứu của Đại học quốc gia New York tại Stony Brook và

Đại học Princeton trình bày phương pháp chụp ảnh nhờ khí Xenon 129Xe để nghiên cứu hô hấp MRI thực sự là một lĩnh vực khoa học rất mới nhưng không ngừng lớn mạnh nhanh chóng

2.2 Hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân

Cơ sở vật lý của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN là hiện tượng CHTHN Hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân chính là sự tương tác có chọn lựa của các hạt nhân nguyên tử đặt trong từ trường không đổi với thành phần từ tính của sóng điện từ đi qua Hiện tượng này chỉ có thể khảo sát chính xác trên cơ sở cơ học lượng tử ở đây ta chỉ đề cập một số vấn đề cần thiết làm cơ sở để nghiên cứu nguyên lý hoạt động của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN

Nguyên tử bao gồm hạt nhân, nó được bao quanh bởi một hoặc nhiều

điện tử Hạt nhân bao gồm một hoặc nhiều phần tử tích điện dương gọi là proton và có thể bao gồm những phần tử không tích điện gọi là neutron

Trong tự nhiên, hạt nhân của nguyên tử hydrogen có cấu tạo đơn giản nhất, nó chỉ chứa một proton và không chứa neutron Trong cộng hưởng từ nguyên tử hydrogen có những ưu điểm sau :

ƒ Đó là nguyên tố phổ biến nhất trong cơ thể người

ƒ Nó có độ nhậy cao nhất đối với cộng hưởng từ

Đây chính là lý do vì sao trong kỹ thuật tạo ảnh bằng cộng hưởng từ người ta chỉ dùng proton của hydrogen [1]

Hạt nhân nguyên tử của một số nguyên tố hoá học (không phải tất cả các nguyên tố hoá học) có mômen động lượng riêng (mômen động lượng spin) Sự quay của hạt nhân với điện tích dương dẫn đến sự xuất hiện từ trường được

đặc trưng bởi mômen từ →m và làm cho hạt nhân nguyên tử có thể được coi pnhư một lưỡng cực từ

Khi không có từ trường ngoài, các lưỡng cực từ định hướng bất kỳ trong không gian Khi đặt một mẫu vật chứa các nguyên tử có hạt nhân có mômen

từ riêng (chẳng hạn như proton) vào từ trường không đổi B0, thì các lưỡng cực

từ sẽ định hướng chủ yếu theo từ trường này làm xuất hiện véctơ từ hoá M→(t)

Hình 2.1 Trạng thái của các hạt nhân trong từ trường ngoài B0 và sự hình

động của vật rắn quanh một trục cố định khi có ngoại lực tác dụng Tần số tiến động sẽ là:

ωο= γ H0 (2.1)

γ là tỷ số từ hồi chuyển

Tần số ωο được gọi là tần số Larmor Tính chất quan trọng nhất của nó

trong các bài toán chẩn đoán là sự tỷ lệ thuận của nó với cường độ từ trường bên ngoài H→ο Rõ ràng là có thể điều khiển tần số tiến động ωο bằng cách

thay đổi H→ο Chẳng hạn nếu để H→ο phụ thuộc vào toạ độ thì có thể định vị các khu vực trong cơ thể với tần số xác định

Giả thiết véctơ B0 được hướng theo dọc trục Oz của một hệ quy chiếu thí

YZ

X

→

M

nghiệm cố định Khi này, thành phần theo trục Z của véctơ từ hoá là Mz có giá trị M0, thành phần này thường được gọi là véctơ từ hoá dọc Thành phần Mx,

My gọi là véctơ từ hoá ngang khi này bằng 0

Để kích hoạt sự tiến động của các hạt nhân với mục đích sau đó ghi nhận tín hiệu CHTHN phát ra ta sử dụng xung vô tuyến H(t) có tần số ω Khi chịu 0

tác động của xung vô tuyến, véctơ M→( t ) dịch chuyển lệch khỏi trục Oz hướng

về phía trục Oy và không rời khỏi mặt phẳng Oyz Góc lệch sau thời gian τ sẽ là:

τ ω

α = 1 (2.2)

Góc này thường được chọn bằng π/2 hoặc π bằng cách tạo độ rộng hoặc biên độ tương ứng cho xung kích động cao tần Khi H = H(t) là xung với độ rộng hữu hạn τ, có thể xác định góc α theo công thức sau:[3]

→

M sẽ quay dần về hướng véctơ B0, sự quay về, còn gọi là sự dãn

Zα

Xung RF

→

M

Khi có xung RF tác động

hồi này có hai thời gian đặc tr−ng là T1 và T2

từ hoá dọc tăng dần đến giá trị cân bằng

Quá trình dãn hồi sẽ kích hoạt cuộn dây của thiết bị thu (anten) tạo ra một tín hiệu cao tần cảm ứng, tín hiệu này đ−ợc gọi là tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do (THSCT) FID (Free Induction Decay) Biên độ của tín hiệu này (chính xác hơn là tỷ lệ của biên độ FID so với biên độ của tín hiệu kích động) mang thông tin về l−ợng proton của chất đang xét tại khu vực kích động hay mật độ proton Dựa vào tốc độ suy giảm của tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do

có thể xác định thời gian dãn hồi T2 đặc tr−ng cho thành phần hoá học của chất đang xét Sự tăng của thành phần Z trong véctơ từ hoá cho ta thông tin về thời gian dãn hồi spin - mạng T1

Hình 2.4 Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do

Một vấn đề quan trọng nữa trong hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân là hiệu ứng tiếng vọng spin (spin echo) Hiệu ứng tiếng vọng spin thuộc về lĩnh vực cơ học lượng tử và việc mô tả chính xác hiệu ứng này khá phức tạp Để

đơn giản, chúng ta chỉ cần hiểu rằng hiệu ứng được tạo ra bằng cách hình thành xung kích động π sau khi kết thúc tác động của xung π/2 một khoảng thời gian là TE/2 Tại thời điểm TE (Echo Time), được gọi là thời gian tiếng vọng, sẽ xuất hiện một tín hiệu mới gọi là tiếng vọng spin.[3]

Hình 2.5 Tiếng vọng spin

THSCT

t

Tiếng vọng spinTHSCT

TETE/2

t

t

Dạng quan hệ tương ứng đơn trị đơn giản nhất có thể thực hiện bằng các thiết bị kỹ thuật như các cuộn dây cảm ứng là quan hệ tuyến tính theo một hay hai biến Do các hệ số tại các toạ độ x, y, z trùng với các gradient của trường

H, nên trường phụ thuộc tuyến tính vào toạ độ được gọi là trường gradient, còn các cuộn dây tương ứng gọi là các cuộn gradient

Khi trường gradient đưa vào theo 1 chiều, chẳng hạn chiều Oz, vị trí hình học của các điểm có cùng tần số Larmor sẽ là thiết diện cắt vật thể bởi mặt phẳng vuông góc với trục Oz Nếu trong không gian thể tích cùng với thành phần z thay đổi tuyến tính của trường ta tạo ra cả thành phần y cũng thay đổi tuyến tính, thì vị trí hình học của các điểm có cùng tần số Larmor sẽ là đoạn thẳng song song với trục Ox Cuối cùng, nếu cường độ từ trường

→

H của từ trường ngoài có các thành phần thay đổi tuyến tính theo hướng của tất cả ba trục thì tất cả các điểm của thể tích vật thể sẽ có các tần số Larmor khác nhau Việc thu nhận tín hiệu CHTHN được thực hiện bởi cuộn thu (đóng vai trò anten) Sơ đồ thực hiện kỹ thuật việc thu và xử lý FID thường gọi là bộ tách sóng cầu phương Tính toán và thực tế chỉ ra rằng tín hiệu CHTHN nhận được bởi cuộn thu và được xử lý bằng bộ tách sóng cầu phương chính là biến đổi Fourier của mật độ proton trong chất đang khảo sát Do đó bằng cách thay đổi trường gradient có thể thông qua thực nghiệm tìm được ảnh của hàm mật độ proton, sau đó dùng biến đổi Fourier ngược xác định mật độ proton, cũng chính là mật độ mô trong cơ thể

Hình 2.6 Sơ đồ mạch tách sóng cầu phương

2.3 Nguyên lý cơ bản tạo ảnh trong thiết bị

Trong các phần trên, ta đã khảo sát thấy khi véctơ từ hoá tiến động quanh trục Z, nó sẽ gây ra một dòng điện cảm ứng trong cuộn dây cuốn quanh trục

X Đồ thị của dòng điện có dạng hàm hình sin suy giảm theo thời gian, đó là tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do (THSCT) Việc định vị không gian đối với lớp cắt được thực hiện bằng trường gradient Dạng thông dụng nhất của trường gradient là trường một chiều tuyến tính Từ trường gradient một chiều dọc trục

X trong từ trường chính B0 chỉ ra rằng từ trường tăng dần theo chiều trục X

Ký hiệu của trường gradient theo trục X, Y, Z tương ứng là Gx, Gy, Gz.[3] 2.3.1 Mã hoá tần số

Điểm ở tâm nam châm nơi (X,Y,Z) = (0,0,0) được gọi là đồng tâm của nam châm Từ trường tại đồng tâm bằng B0 và tần số cộng hưởng là

νο Nếu áp trường gradient tuyến tính lên các vùng chứa spin, chúng sẽ chịu tác động của các từ trường khác nhau Kết quả là nhận được phổ CHTHN của nhiều tín hiệu Biên độ của tín hiệu tỷ lệ với số spin trong

Tần số chuẩn

phối hợp

Khuếch đại sơ bộ

Bộ tách sóng

Bộ lọc tần số thấp

Bộ dịch pha 900

S I

S II

Bộ lọc tần số thấp

Bộ tách sóng

mặt phẳng trực giao với trường gradient Thủ tục này gọi là mã hoá tần số

và tạo ra tần số cộng hưởng khác nhau tỷ lệ (tương xứng) với vị trí spin

ν = γ ( Bo + x Gx ) = νo + γ x Gx (2.4)

x = ( ν ư νo ) / (γ Gx ) (2.5) Nguyên tắc này là cơ sở của toàn bộ kỹ thuật tạo ảnh CHTHN 2.3.2 Chọn lớp

Chọn lớp trong chụp cắt lớp CHTHN thực chất là chọn các spin trong một mặt phẳng cắt qua đối tượng Nguyên lý chọn lớp được biểu diễn thông qua phương trình cộng hưởng Việc chọn lớp được thực hiện bằng cách áp dụng một trường gradient tuyến tính một chiều trong quá trình đưa vào xung kích động 900 Một xung 900 được đưa vào đồng thời với trường gradient sẽ quay các spin nằm trong một lớp cắt hay một mặt phẳng cắt qua đối tượng Hình ảnh giống như khi ta xem xét một khối lập phương chứa các véctơ từ hoá nhỏ Để hiểu được quá trình này chúng ta cần xem xét phổ tần số của một xung 900.Một xung 900 chứa đựng một dải tần số nhất định Vấn đề này có thể hiểu rõ khi sử dụng định lý tích chập Phổ tần của một xung vuông 900 có dạng xung hình sinc (sinc(x) = sinx/x) Biên độ của hàm sinc lớn nhất tại tần

số xung RF (tần số lặp lại của xung) Tần số này sẽ bị quay đi 900 còn các tần

số lớn hơn hay nhỏ hơn sẽ quay đi một góc nhỏ hơn

Việc áp dụng xung 900 này với trường gradient theo chiều trục X sẽ quay một số spin trong mặt phẳng trực giao với trục X Từ “một số” được sử dụng

do một số tần số cần có trường B1 nhỏ hơn khi thực hiện góc quay 900 Do đó, các spin đã chọn thực tế không tạo thành một lớp cắt Giải pháp để nhận được một lớp cắt mỏng là định dạng xung 900 dưới dạng hình sinc Xung hình sinc

có phân bố tần số dạng vuông

Sau đây, ta sẽ khảo sát các khái niệm về trường gradient mã hoá pha và cách kết hợp nó với trường gradient chọn lớp và trường gradient mã hoá tần

số, từ đó hiểu được nguyên lý chụp cắt lớp CHTHN nhờ biến đổi Fourier hiện nay

2.3.3 Mã hoá pha

Trường gradient mã hoá pha là một trường gradient bổ sung vào từ trường chính B0 Trường gradient mã hoá pha tiến hành truyền cho véctơ từ hoá ngang một góc pha xác định Góc pha này phụ thuộc vào vị trí của véctơ

từ hoá ngang Ví dụ, giả sử rằng chúng ta có miền khảo sát gồm các vùng chứa spin Véctơ từ hoá ngang từ mỗi spin đã quay tới một vị trí trên trục X Các véctơ có cùng độ dịch chuyển hoá học và do đó trong từ trường đồng nhất chúng có cùng tần số Larmor

Nếu đưa vào một trường gradient dọc theo trục X, các véc tơ sẽ tiến động xung quanh hướng của từ trường đó ở tần số cho bởi phương trình cộng hưởng:

ν = γ ( Bo + x Gx) = νο + γ ξ Gx (2.6)Khi có trường gradient mã hoá pha, mỗi véctơ từ hoá ngang có tần số Larmor riêng của nó Như vậy cho tới đây, quá trình mã hoá pha cũng giống như quá trình mã hoá tần số Sự khác biệt là khi trường gradient được ngắt đi,

từ trường chính bên ngoài tác động lên từng spin trên thực tế là giống nhau

Do đó, tần số Larmor của từng véctơ từ hoá ngang sẽ giống nhau Bên cạnh

đó, góc pha θ của từng véc tơ lại không giống nhau Góc pha trở thành góc giữa một trục tham chiếu gọi là trục Y và véctơ từ hoá ngang tại thời điểm từ trường mã hoá pha được ngắt đi

Hoàn toàn giống như trong ví dụ về mã hoá tần số, nếu ta có một vài cách nào đó để đo tần số (trong trường hợp này là pha) của các véctơ từ hoá ta

có thể xác định cho chúng một vị trí trên trục X Bây giờ chúng ta đã sẵn sàng

để khảo sát dãy xung tạo ảnh trong phương pháp sử dụng biến đổi Fourier đơn giản

2.3.4 Nguyên lý tạo ảnh lớp cắt nhờ biến đổi Fourier

Xét biểu đồ thời gian của một dãy xung tạo ảnh bao gồm tín hiệu tần số vô tuyến, trường gradient và tín hiệu ở dạng hàm thời gian Dãy xung tạo ảnh

đơn giản nhất là dãy xung bão hoà phục hồi, bao gồm một xung 900 kích thích lớp cắt, một xung gradient chọn lớp, một xung gradient mã hoá tần số, một xung gradient mã hoá pha và tín hiệu Xung đối với 3 trường gradient biểu diễn biên độ và độ rộng (thời gian tồn tại) của trường gradient Trên thực tế biểu đồ thời gian của dãy xung này phức tạp hơn một chút, ở đây biểu đồ này

được đơn giản hoá nhằm mục đích giới thiệu

Hình 2.7 Biểu đồ xung của dãy xung bão hoà phục hồi

Thời điểm bắt đầu dãy xung này là thời điểm đưa vào trường gradient chọn lớp cắt Xung RF kích thích được đưa vào cùng thời điểm Xung RF chọn lớp là một xung vô tuyến có đường bao hình sinc, độ rộng bằng xung

900 Khi ngắt xung kích động, xung gradient chọn lớp cũng được ngắt đi và xung gradient mã hoá pha bắt đầu Sau đó ngắt xung gradient mã hoá pha, đưa vào xung mã hoá tần số và bắt đầu thu nhận tín hiệu (chính là THSCT) Dãy xung này thường lặp lại trong 128, 256 chu kỳ hay hơn nữa để thu nhận toàn

bộ thông tin nhằm tái tạo ảnh Thời gian giữa hai xung gọi là chu kỳ lặp lại

Xung kích RF Gradient GSGradient G φ Gradient GfTHSCT

TR Mỗi khi dãy xung được lặp lại, biên độ của trường gradient mã hoá pha thay đổi theo các bước bằng nhau từ biên độ lớn nhất đến biên độ nhỏ nhất Trường gradient chọn lớp luôn trực giao với mặt phẳng lớp cắt Trường gradient mã hoá pha hướng dọc theo một chiều của mặt phẳng lớp cắt, trường gradient mã hoá tần số hướng dọc theo chiều còn lại của mặt phẳng lớp cắt Bảng sau đây biểu diễn các tổ hợp có thể có của các trường gradient:

Bảng 2.1 Tổ hợp các trường gradient

Gradient Mặt phẳng lớp cắt Chọn lớp Mã hoá pha Mã hoá tần số

Z = ∆ν / γ Gs (2.7)

ở đây, ∆ν là độ lệch tần số so với νο (tức là ν ư νο), Gs là biên độ của trường gradient chọn lớp còn γ là tỷ số từ hồi chuyển Các spin nằm phía trên

và phía dưới mặt phẳng không bị kích động bởi xung vô tuyến Chúng không

ảnh hưởng đến mục đích biểu diễn quá trình tạo ảnh Để đơn giản các biểu

diễn về sau, ta chỉ khảo sát một tập hợp con có 3x3 véctơ từ hoá Hình ảnh của các spin này trên mặt phẳng lớp cắt như sau:

Hình 2.8 Trạng thái của các spin trong lớp cắt khi tác động xung

Khi quay tới mặt phẳng XY, các véctơ từ hoá sẽ tiến động ở tần số Larmor mà chúng nhận được do chịu tác động của từ trường Nếu từ trường

đồng nhất, tốc độ tiến động sẽ bằng nhau Trong dãy xung tạo ảnh, xung gradient mã hoá pha được đưa vào ngay sau xung gradient chọn lớp Giả sử trường gradient mã hoá pha hướng dọc trục X Các spin ở vị trí khác nhau trên trục X bắt đầu tiến động với các tần số Larmor khác nhau

Khi ngắt trường gradient mã hoá pha các véctơ từ hoá lại tiến động với cùng tốc độ, nhưng ở các pha khác nhau Pha hiện thời sẽ được xác định bằng

vị trí thời gian và biên độ của trường gradient mã hoá pha Ngay khi ngắt xung gradient mã hoá pha, xung gradient mã hoá tần số sẽ được đưa vào Trong ví

dụ này trường gradient mã hoá tần số hướng dọc trục Y Trường gradient mã hoá tần số làm cho các spin tiến động ở các tốc độ khác nhau tuỳ thuộc vào vị trí của chúng trên trục Y Khi này, 9 véctơ từ hoá được đặc trưng bởi các góc pha và tần số khác nhau như sau:

Gφb) Khi ngắt G φ

ν1 ν2 ν3

ν1 , φ3 ν2 , φ3 ν3 , φ3

ν1 , φ2 ν2 , φ1 ν3 , φ2

ν1 , φ1 ν2 , φ1 ν3 , φ1

Hình 2.9 Mô tả phân bố tần số và pha đặc trưng của các spin

Nếu ta có một phương tiện xác định pha và tần số của tín hiệu từ véctơ từ hoá ta sẽ định vị chính xác từng phần tử

Một biến đổi Fourier đơn giản có khả năng thực hiện nhiệm vụ này đối với một véctơ từ hoá đơn định vị trong không gian 3 x 3 Ví dụ, nếu véctơ từ hoá định vị tại vị trí (X,Y) = 2,2, tín hiệu THSCT của nó có dạng hình sin có tần số là 2 và pha là 2 Biến đổi Fourier đối với tín hiệu này sẽ tạo ra một đỉnh tại tần số 2 và pha 2 Tuy nhiên, biến đổi Fourier một chiều không thể thực hiện nhiệm vụ này khi có nhiều hơn một véctơ từ hoá trong ma trận 3 x 3 ở một vị trí khác theo chiều mã hoá pha Cần có một bước mã hoá pha đối với từng vị trí theo chiều mã hoá pha Vấn đề là cần một phương trình cho mỗi ẩn

số cần tìm Do đó, nếu có 3 vị trí mã hoá pha ta sẽ cần 3 biên độ trường gradient mã hoá pha khác nhau và có 3 THSCT Nếu ta muốn định vị 256 vị trí theo chiều mã hoá pha sẽ cần 256 biên độ khác nhau của trường gradient mã hoá pha và sẽ thu nhận 256 THSCT

2.3.5 Xử lý tín hiệu

THSCT được miêu tả ở trên phải qua biến đổi Fourier để thu được ảnh hay chính là bức tranh về vị trí của các spin Tín hiệu trước hết được biến đổi Fourier theo chiều X để trích ra các thông tin trong miền tần số sau đó thực hiện theo chiều mã hoá pha để trích ra các thông tin về vị trí của chúng theo chiều mã hoá pha

Dữ liệu sau biến đổi Fourier sẽ được hiển thị như một ảnh bằng cách biến

đổi tương ứng cường độ của đỉnh thành cường độ của điểm ảnh trong ảnh lớp cắt

2.4 Các phương pháp tạo ảnh cơ bản

2.4.1 Giới thiệu chung

Có nhiều phương pháp tạo ảnh khác nhau dựa trên nguyên lý CHTHN Các phương pháp này khác nhau chủ yếu ở phương pháp kích thích và thu nhận dữ liệu hay chính là kiểu dãy xung RF và trường gradient được sử dụng Mỗi phương pháp có một tập hợp các tham số cần điều chỉnh để nhận được các đặc tính nhất định của ảnh Việc lựa chọn tối ưu các tham số này nhằm tạo

ra ảnh có chất lượng tốt và giảm thời gian chụp.[3]

Trong phần nguyên lý tạo ảnh ta đã xét phương pháp tạo ảnh sử dụng dãy xung bão hoà phục hồi Tuy nhiên, theo phương pháp này thời gian chụp khá dài không đáp ứng được yêu cầu chẩn đoán nên trong thực tế không sử dụng Sau đây, ta sẽ khảo sát một số phương pháp tạo ảnh cơ bản hiện sử dụng trong các thiết bị thực tế

Các phương pháp đều có quá trình thu nhận dữ liệu gồm hai giai đoạn, một giai đoạn gắn với sự từ hoá dọc và một giai đoạn gắn với sự từ hoá ngang Quá trình dịch chuyển từ véctơ từ hoá dọc sang véctơ từ hoá ngang được thực hiện bằng cách sử dụng một xung kích động vô tuyến, quá trình này gọi là quá trình kích động và thường được thực hiện do véctơ từ hoá ngang biểu hiện trạng thái không ổn định hay trạng thái bị kích thích rõ hơn so với véctơ từ hoá dọc

Xung kích động đặc trưng bởi góc lệch (Flip Angle - FA) Góc lệch 900sẽ biến đổi toàn bộ thành phần véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang Dạng xung này được sử dụng trong hầu hết các phương pháp, tuy nhiên cũng có phương pháp sử dụng xung kích động với FA < 900 Phương pháp góc lệch nhỏ (Small Flip Angle - SFA) chỉ biến đổi một phần véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang, phương pháp này chủ yếu sử dụng để làm giảm thời gian

T2 và mật độ proton Sự nhạy cảm của phương pháp này đối với từng đặc trưng của mô được xác định thông qua 2 tham số là thời gian lặp lại TR (Repetition Time) và thời gian tiếng vọng TE (Echo Time).[3]

Hình 2.10 Biểu đồ dãy xung trong phương pháp tiếng vọng spin

Trong ảnh, cường độ sáng (mức xám) của các mô riêng biệt và độ tương phản giữa 2 loại mô khác nhau được xác định thông qua mối quan hệ giữa TR

và TE và các đặc trưng cơ bản của mô (T1, T2 và mật độ proton ρ) Trong hầu hết các ảnh, độ tương phản được tạo ra bởi tổ hợp của cả 3 đặc trưng của mô Mức độ tương phản đối với từng thành phần riêng biệt của mô được điều chỉnh thông qua giá trị TR và TE

Hình 2.11 mô tả sự phân biệt độ tương phản giữa 2 loại mô A và B Quá trình thực tế vượt quá một chu kỳ tạo ảnh Mặc dù bản chất quá trình đối với hai loại mô giống nhau nhưng sẽ dễ quan sát hơn khi biểu diễn như trên hình

và chu kỳ thứ hai bắt đầu cũng bởi một xung 900 Xung này ngắt quá trình dãn hồi của véctơ từ hoá và biến đổi nó trở lại thành véctơ từ hoá ngang Véctơ từ hoá ngang của mỗi chu kỳ được khởi tạo từ véctơ từ hoá dọc của chu kỳ trước

Tín hiệu

Trắng Chu kỳ đầu

Tại thời điểm bắt đầu chu kỳ thứ hai, 2 mô có độ từ hoá ngang khác nhau xuất phát từ độ từ hoá dọc trong chu kỳ trước Đây là sự tổ hợp giữa độ tương phản T1 và độ tương phản mật độ proton Tuy nhiên khi véctơ từ hoá ngang bắt

đầu suy giảm chúng sẽ có tốc độ suy giảm khác nhau nếu có thời gian T2 khác nhau, dẫn tới xuất hiện sự tương phản T2 Nhìn chung, sự tương phản T1 và mật độ proton bị thay thế dần dần bởi sự tương phản T2 Trong ví dụ này, chúng ta nhận thấy sự suy giảm thành phần véctơ từ hoá ngang có liên quan

đến đặc trưng của mô hơn là ảnh hưởng của từ trường Tại thời điểm thích hợp, xung 1800 được đưa vào để tạo ra tín hiệu tiếng vọng từ véctơ từ hoá ngang Cường độ tín hiệu tỷ lệ với độ từ hoá ngang Cường độ tín hiệu xác

định cường độ sáng khi hiển thị mô trong ảnh Trong ảnh, hai mô sẽ có độ tương phản nếu cường độ tín hiệu của chúng khác nhau

Để tạo ra độ tương phản trong ảnh dựa trên sự khác nhau về T1 giữa 2 mô cần khảo sát hai nhân tố Thứ nhất là do độ tương phản T1 bộc lộ rõ trong giai

đoạn sớm pha của véctơ từ hoá dọc cần sử dụng giá trị TR nhỏ để tạo ra sự tương phản Thứ hai là giữ nguyên độ tương phản T1 trong quá trình dãn hồi ngang Vấn đề cơ bản là nếu độ tương phản T2 được phép biểu hiện sẽ làm trung hoà mất độ tương phản T1 Điều này là do các mô có giá trị T1 ngắn cũng có T2 ngắn Vấn đề xuất hiện vì các mô có T1 ngắn thường hiển thị bằng màu sáng, trong khi các mô có T2 ngắn làm giảm cường độ sáng khi độ tương phản T2 được hiển thị T2 biểu hiện trong khoảng thời gian TE, do đó TE ngắn

sẽ cực tiểu hoá độ tương phản T2 và sự suy giảm độ tương phản T1 Một ảnh T1

được tạo ra với giá trị TR và TE ngắn

Độ tương phản mật độ proton biểu hiện khi véctơ từ hoá dọc đạt đến giá trị cực đại và được xác định bằng mật độ proton của từng mô riêng biệt Do

đó, đòi hỏi thời gian TR tương đối dài khi muốn tạo ảnh tương phản mật độ proton Thường sử dụng giá trị TR ngắn để làm giảm độ tương phản T2 và duy trì cường độ tín hiệu tương đối lớn

Bước đầu tiên khi tạo ảnh có độ tương phản T2 đáng kể là chọn một giá trị TR tương đối lớn Điều này sẽ cực tiểu hoá độ tương phản T1 và quá trình dãn hồi ngang bắt đầu ở một mức độ từ hoá tương đối cao Sau đó, sử dụng TE dài để cho phép biểu hiện rõ độ tương phản T2

2.4.3 Phương pháp phục hồi đảo nghịch

Phương pháp phục hồi đảo nghịch chính là phương pháp tiếng vọng spin ứng dụng nhằm đạt được một số kết quả xác định Một trong các ứng dụng là tạo ra độ tương phản T1 cao và ứng dụng thứ hai nhằm chắn tín hiệu dẫn đến thay đổi cường độ sáng (mức xám) của mô mỡ Dãy xung phục hồi

đảo nghịch nhận được từ dãy xung tiếng vọng spin bằng cách thêm vào một xung 1800 Xung này đưa vào đầu mỗi chu kỳ tạo ảnh Trong phương pháp phục hồi đảo nghịch, mỗi chu kỳ bắt đầu bằng một xung 1800 quay véctơ từ hoá 1800 trở thành đảo nghịch của véctơ từ hoá ban đầu Quá trình dãn hồi của véctơ từ hoá bắt đầu từ giá trị âm chứ không phải từ giá trị 0 như trong phương pháp tiếng vọng spin

Giống như phương pháp tiếng vọng spin, phương pháp phục hồi đảo nghịch cũng sử dụng một xung kích động 900 để tạo ra thành phần véctơ từ hoá ngang và một xung 1800 để tạo ra tín hiệu tiếng vọng Khoảng thời gian thêm vào là thời gian giữ chậm từ xung đảo nghịch (xung 1800 khởi tạo) đến xung kích động 900; được gọi là thời gian đảo nghịch TI (Inversion Time) Việc điều chỉnh TI được thực hiện bởi người sử dụng nhằm điều chỉnh độ tương phản.[3]

ƒ Độ tương phản T1

Đặc tính cơ bản mang tính nguyên lý của ảnh sử dụng phương pháp phục hồi đảo nghịch là có độ tương phản T1 cao Điều này xuất hiện do tổng thời gian dãn hồi dọc tăng lên vì quá trình dãn hồi dọc bắt đầu từ vị trí đảo nghịch

ƒ Hiệu ứng chắn tín hiệu từ mô mỡ

Chúng ta biết rằng mô mỡ có giá trị T1 tương đối nhỏ, nó sẽ hoàn thành

quá trình dãn hồi dọc nhanh hơn các mô khác Vấn đề cốt lõi ở đây là véctơ từ hoá của mô mỡ tiến động qua vị trí 0 trước các mô khác Nếu chọn TI thích hợp (trùng với thời điểm véctơ từ hoá tiến động qua vị trí 0), mô mỡ sẽ không tạo ra tín hiệu tiếng vọng Việc này được thực hiện bằng cách chọn thời gian

TI tương đối ngắn Phương pháp này thường gọi là phương pháp phục hồi đảo nghịch ngắn (Short TI Inversion Recovery - STIR)

Hình 2.12 Phương pháp phục hồi đảo nghịch

2.4.4 Phương pháp tiếng vọng gradient

Kỹ thuật tiếng vọng gradient thường sử dụng cùng với xung kích động tạo góc lệch nhỏ hơn 900 Có một sự lộn xộn nhỏ do các nhà sản xuất thường gọi phương pháp này với các thuật ngữ khác nhau Chúng ta sẽ sử dụng tên gọi thông dụng nhất, đó là phương pháp tiếng vọng gradient góc lệch nhỏ, viết tắt là SAGE (Small Angle Gradient Echo) Phương pháp SAGE đòi hỏi thời gian thu nhận dữ liệu ngắn hơn so với phương pháp tiếng vọng spin Phương pháp này cũng tăng khả năng điều chỉnh độ tương phản do góc lệch cũng là một tham số để điều chỉnh

Chức năng của xung kích động chính là biến đổi hay làm lệch véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang Khi sử dụng xung kích động tạo góc lệch là

900 toàn bộ thành phần véctơ từ hoá dọc chuyển thành thành phần véctơ từ hoá ngang như trong phương pháp tiếng vọng spin Xung kích động làm suy giảm hoàn toàn thành phần véctơ từ hoá dọc về 0 (tức là bão hoà hoàn toàn) ở đầu mỗi chu kỳ tạo ảnh Điều này có nghĩa là cần một thời gian TR tương đối dài

để véctơ từ hoá dãn hồi TR là một trong các yếu tố chủ yếu xác định thời gian thu nhận dữ liệu Khi giá trị TR giảm, véctơ từ hoá ngang và cường độ tín hiệu

RF tạo ra trong mỗi chu kỳ cũng giảm, dẫn đến tăng nhiễu loạn trong ảnh Ngoài ra, việc sử dụng TR ngắn cùng với xung kích động 900 không thể tạo ra

ảnh T2 hay ảnh mật độ proton

Một cách giảm TR để tăng tốc độ thu nhận dữ liệu mà loại bỏ được các nhược điểm kể trên là sử dụng xung kích động tạo góc lệch nhỏ hơn 900 Xung kích động tạo góc lệch nhỏ (FA<900) chỉ biến đổi một phần véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang Điều này có nghĩa là véctơ từ hoá dọc không bị suy giảm hoàn toàn về 0

Hình 2.13 ảnh hưởng của xung kích động tạo góc lệch nhỏ đối với véctơ từ

ứng thứ nhất là véctơ từ hoá dọc không suy giảm hoàn toàn và vẫn giữ một giá trị khá lớn khi TR ngắn Điều này làm tăng cường độ tín hiệu so với sử dụng xung kích động 900 Tuy nhiên khi góc lệch nhỏ, chỉ một phần nhỏ của véctơ

từ hoá dọc được chuyển thành véctơ từ hoá ngang làm giảm cường độ tín hiệu Như vậy, khi thay đổi góc lệch sẽ ảnh hưởng đến cường độ tín hiệu

Hình 2.14 Quan hệ giữa cường độ tín hiệu và góc lệch

Hình 2.15 cho ta hình ảnh so sánh véctơ từ hoá của 2 mô khác nhau khi thay đổi góc lệch Từ đó, ta có thể phân biệt rõ chất xám và chất trắng, 2 loại mô có T1 và ρ khác nhau Độ tương phản giữa 2 mô được biểu diễn bởi sự khác nhau về mức độ từ hoá Về điểm này, giả sử có TE ngắn và chỉ xét độ tương phản liên quan đến véctơ từ hoá dọc, ảnh hưởng của véctơ từ hoá ngang

sẽ được xét đến sau

ƒ Độ tương phản T1

Góc lệch tương đối lớn (45-900) sẽ tạo ra độ tương phản T1 Đây là điều chúng ta mong đợi do góc lệch 900 và TR, TE ngắn tạo ra độ tương phản T1giống như trong phương pháp tiếng vọng spin Khi giảm góc lệch sẽ xuất hiện

Cường độ tín hiệu

Tồn tại một khoảng giá trị góc lệch ở giữa tạo ra độ tương phản vô cùng nhỏ đối với tất cả các dạng tương phản Đây là vùng độ tương phản T1 và độ tương phản ρ loại trừ lẫn nhau

ƒ Độ tương phản ρ

Góc lệch tương đối nhỏ tạo ra độ tương phản ρ Khi góc lệch giảm trong giới hạn này dẫn đến giảm đáng kể véctơ từ hoá và cường độ tín hiệu

ƒ Cường độ tín hiệu yếu

Góc lệch rất nhỏ không hữu dụng do nó tạo ra cường độ tín hiệu rất yếu

Điều này là do góc lệch nhỏ chỉ biến đổi một phần nhỏ véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang

Hình 2.15 ảnh hưởng của góc lệch đến độ tương phản

Trên đây, ta đã xem xét ảnh hưởng của việc thay đổi góc lệch đến cường

độ tín hiệu và độ tương phản Trong phương pháp SAGE, góc lệch là một trong các tham số được điều chỉnh bởi người sử dụng, tuy nhiên điều này khá phức tạp do ảnh hưởng của góc lệch còn bị biến đổi do tác động của các tham

số hay kỹ thuật khác được sử dụng để làm tăng một dạng tương phản nào đó 2.4.5 Phương pháp chuẩn bị véctơ từ hoá

Phương pháp chuẩn bị véctơ từ hoá (Magnetization Preparation - MP) tổng hợp một số đặc điểm mong muốn của cả 2 phương pháp tiếng vọng spin

T1 ngắn

và tiếng vọng gradient Nó có khả năng tạo ra độ tương phản từ véctơ từ hoá dọc giống như trong phương pháp tiếng vọng spin và khả năng thu nhận nhanh như trong phương pháp tiếng vọng gradient

Véctơ từ hoá dọc được “chuẩn bị” bằng cách áp dụng một xung bão hoà như trong phương pháp tiếng vọng spin hoặc một xung đảo nghịch như trong phương pháp đảo nghịch phục hồi Khi véctơ từ hoá dọc dãn hồi, độ tương phản được tạo ra giữa các mô có giá trị T1 hoặc mật độ proton ρ khác nhau Sau một khoảng thời gian (TI hay TS) được chọn bởi người sử dụng, quá trình thu nhận nhanh tiếng vọng gradient được bắt đầu Tổng thời gian thu nhận bao gồm TR và số chu kỳ thu nhận cộng với khoảng thời gian TI hay TS

Phương pháp chuẩn bị véctơ từ hoá còn được gọi là phương pháp tiền bão hoà Phương pháp này biểu diễn trên hình 2.16

Hình 2.16 Phương pháp chuẩn bị véctơ từ hoá

Độ tương phản Véc

tơ

từ hoá

dọc

Xung đảo nghịch

900

180 0

Xung bão hoà

Thu nhận tiếng vọng-gradient

Độ tương phản Véc

tơ

từ hoá

dọc

Các phương pháp nêu trên có trong hầu hết các thiết bị chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân hiện nay Trên cơ sở các phương pháp đó, đã hình thành một số phương pháp với các tham số khác nhau nhằm tối ưu hoá chất lượng

ảnh hay thời gian chụp tuỳ theo mục đích chẩn đoán

2.5 Hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ

Hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ có một số thành phần chính như trong hình 2.17 [8]

Hình 2.17 Sơ đồ hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ

2.5.1 Từ trường

Trung tâm của hệ thống tạo ảnh MRI là một nam châm lớn tạo ra từ trường rất mạnh Cơ thể bệnh nhân được đặt trong từ trường trong quá trình tạo ảnh Từ trường tạo ra hai hiệu ứng dùng để tạo ảnh

ƒ Sự nhiễm từ mô