Nguyên lý tạo ảnh và ứng dụng của máy cộng hưởng từ hạt nhân (MRI), tập trung vào kỹ thuật chụp ảnh khuếch tán

MỤC LỤC

NỘI DUNG

NGUYÊN LÝ CƠ BẢN CỦA MRI

  • Giới thiệu
    • Tác dụng của sóng RF 2,7 1. Tần số Larmor
      • Các quá trình hồi phục 4,5

        Sự khác biệt giữa NNgượcChiều và NCùngChiều càng lớn thì giá trị của vector từ hóa 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. Nhưng khi ngưng kích xung 90o-RF thì chúng lại ảnh hưởng lẫn nhau (tương tác spin – spin) và nhanh chóng mất tính kết hợp (do từ trường tại vị trí của mỗi proton có. LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. sự khác biệt đôi chút làm cho vector spin tiến động ở các tần số khác nhau).

        Hình 1.3 – Biến đổi Fourier của tín hiệu sin
        Hình 1.3 – Biến đổi Fourier của tín hiệu sin

        MÃ HểA KHễNG GIAN VÀ TÁI TẠO ẢNH 2,4,5

        • Ví dụ về tính toán G S , G P , G f cho một lớp cắt
          • Ví dụ về tái tạo hình ảnh trên hai voxel 1. Thiết lập các trục tọa độ
            • Kết quả đo

              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. 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.

              Hình 2.3 – Tần số Larmor biến đổi khi có trường  Gradient
              Hình 2.3 – Tần số Larmor biến đổi khi có trường Gradient

              CÁC PHƯƠNG PHÁP GHI NHẬN TÍN HIỆU MRI

              • Các phương pháp cơ bản 2,4,5,8,9,10

                Bởi vì xung kích thích tiếp theo xuất hiện rất nhanh sau đó (do TR của GRE ngắn), nhằm tránh ảnh hưởng của tín hiệu lần trước lên tín hiệu lần sau nên hai trường gradient Gy và Gx lại được áp dụng có tác dụng triệt tiêu vector từ hóa ngang còn sót lại ở quá trình thu nhận tín hiệu trước. Để có thể phân biệt được các lớp cắt khác nhau trong một khối, ta không chỉ áp dụng các gradient mã hóa tần số và pha thông thường mà còn phải thêm vào đó một gradient mã hóa pha dọc theo gradient chọn lớp cắt. Ngoài ra còn một vài thông số khác như loại xung tăng cường xử dụng (xung đảo chiều hay xung bão hòa), thời gian ủ xung tăng cường – Tdelay, cách mã hóa pha – POi (tuyến tính hay tuần tự), số xung kích thích.

                Hình 3.8 Hình 3.7
                Hình 3.8 Hình 3.7

                CHẤT LƯỢNG HÌNH ẢNH

                • Độ tương phản 4,12 1. Giới thiệu
                  • Tỉ số tín hiệu trên nhiễu (SNR i ) 1. Giới thiệu
                    • Thời gian thu nhận ảnh
                      • Tác nhân tương phản 6,14 1. Giới thiệu

                        Trong các phương pháp chẩn đoán hình ảnh truyền thống (như CT), độ tương phản chủ yếu được quyết định bởi khả năng hấp thụ của mô, hay nói cách khác là mật độ vật chất của mô đó (mô xương, mô cơ ..), và độ tương phản có thể được tăng cường bằng các tác nhân gây cản quang. Bằng cách thay đổi thông số thời gian của xung RF (TR, TE) của các phương pháp thu nhận ảnh, ta có các loại: ảnh T1 (T1-weighted), ảnh T2 (T2-weighted), ảnh T2* (T2*-weighted), ảnh mật độ proton – hay còn gọi là ảnh PD (Proton Density weighted) với độ tương phản khác nhau. Modulus là chế độ hiển thị hình ảnh với thang xám từ đen đến trắng tương ứng cường độ tín hiệu từ bằng không đến khác không – nghĩa là ta chỉ quan tâm đến giá trị tuyệt đối của cường độ tín hiệu mà không quan tâm đến dấu của chúng.

                        Ta cần phải chú ý rằng ảnh MRI thu nhận được là do sự tác động qua lại giữa nhiều thông số và yếu tố khác nhau, do đó khi xét ảnh hưởng của một yếu tố lên SNR thì đồng thời phải xem xét ảnh hưởng của yếu tố đó lên các thông số khác. Phần dữ liệu còn lại được sao chép từ những dòng dữ liệu có sẵn do tính chất đối xứng dữ liệu trên không gian k Thông thường, phương pháp này được sử dụng khi thời gian quét đầy đủ tương đối dài, FOV lớn, lớp cắt dày hoặc trong quét 3D với nhiều lớp cắt.

                        Hình 4.5 – Độ tương phản của dịch não tủy Hình 4.4
                        Hình 4.5 – Độ tương phản của dịch não tủy Hình 4.4

                        SƠ ĐỒ NGUYÊN LÝ & PHẦN CỨNG CỦA MÁY MRI

                          Tuy nhiên giá thành rất cao, quy trình lắp đặt phức tạp, đòi hỏi tính chính xác cao, chi phí bảo trì mắc, hệ thống đòi hỏi làm việc liên tục, tạo hội chứng sợ nhốt cho bệnh nhân. Phương pháp cản từ chủ động (thường có trong loại nam châm siêu dẫn) sử dụng một cuộn siêu dẫn khác để tạo một từ trường nghịch chiều với từ trường chính, nhờ đó giảm được cường độ của các đường sức từ xung quanh hệ thống. Các cuộn RF cũng có thể được phân loại dựa vào chức năng chuyên biệt của chúng như: cuộn RF dùng cho vùng đầu, vai, xương sống, các chi, ngực, toàn thân … Có một điều rất quan trọng cần đặc biệt lưu ý khi sử dụng các cuộn RF là mỗi cuộn chỉ được thiết kế để sử dụng với độ lớn từ trường cố định.

                          Hình 5.2 – Nam châm vĩnh cửu
                          Hình 5.2 – Nam châm vĩnh cửu

                          ỨNG DỤNG

                          Quá trình khuếch tán của phân tử

                            Do đó ta không thể xác định cụ thể vị trí của phân tử tại một thời điểm t, nhưng ta có thể mô tả vị trí trung bình của nó qua rất nhiều thí nghiệm lặp lại. Công cụ để mô tả vị trí đó của phân tử chính là phương trình Einstein, theo đó ta có thể cho rằng phân tử nằm ở một vị trí nào đó trong khối cầu bán kính r phụ thuộc vào thời gian t. Một thực tế khác có thể xảy ra là quá trình bão hòa xảy ra không triệt để do tính thẩm thấu của màng biên làm một số phân tử có thể lách qua đó và khuếch tán tiếp tục.

                            Ảnh hưởng của quá trình khuếch tán lên tín hiệu MRI

                              Từ công thức trên, mặc dù ta thấy b tỉ lệ với bình phương của G và tỉ lệ với bậc 3 của TE, nhưng hiện tượng khuếch tán chỉ có thể nhận thấy rừ khi ta cú một gradient mạnh hoặc thời gian TE tương đối dài bởi vỡ hệ số khuếch tán trong các mô sinh học rất bé. Một tiến bộ đáng chú ý trong việc đo mức độ khuếch tán với xung SE đã được Stejskal và Tanner tìm ra (tên hai ông đã được đặt cho tên của chuỗi xung như ở trên). Bằng cách sử dụng hai xung gradient phân cực nhanh và mạnh nằm đối xứng ở hai bên của xung 1800-RF trong chuỗi xung SE (Gradient có cường độ hàng trăm Gauss/cm và tác dụng trong một vài ms).

                              Hình  6.3  mô  tả  cách  tìm  ra  hệ  số  khuếch  tán  bằng  thực  nghiệm  trên  não  của  mèo với hệ thống MRI 4.7 T
                              Hình 6.3 mô tả cách tìm ra hệ số khuếch tán bằng thực nghiệm trên não của mèo với hệ thống MRI 4.7 T

                              Ảnh hưởng của xung khuếch tán lên ảnh MRI

                              Các xung Gradient đối xứng này có thể được tạo ra trên trục mã hóa tần số, hoặc có thể trên các trục khác bất kì, hoặc phối hợp giữa các trục khác nhau. Khi thay đổi biên độ các xung này sẽ cho ra các hình ảnh khuếch tán với các mức độ khác nhau.

                              Ảnh cộng hưởng từ khuếch tán tự do DWI i

                              Phương pháp tạo ảnh DWI đặt biệt hữu dụng khi kết hợp với tạo ảnh cộng hưởng từ tưới máu ( Perfusion MRI) từ đó có thể tối ưu húa cỏc phương phỏp chữa bệnh, theo dừi quỏ trỡnh tiến triển của bệnh nhõn và dự đoán trước kết quả trong các trường hợp thiếu máu não cấp. Mặc dù có độ nhạy cao, đặt biệt với chứng thiếu máu não, nhưng các hiện tượng khuyếch tán không đẳng hướng thỉnh thoảng làm xuất hiện những vùng giống hệt các vùng thiếu máu não, đặc biệt các khoang gần tĩnh mạch. Trong hình (c), phần phù nề dạng mạch máu quanh khối u thấy rừ nhờ hiệu quả tăng biờn độ xung khuếch tỏn Gradient và tớn hiệu T2 sỏng bởi phù nề.

                              Bản đồ khuếch tán ADC i

                              Sự thay đổi của giá trị ADC có thể xem như là sự thay đổi của hệ số khuếch tán trong không gian ngoại bào (trạng thái quanh co, vòng vèo) và trong thể tích nội bào. Vì vậy các hệ số khuếch tán thu được ở các thời gian khác nhau trong một bệnh nhân, hoặc trên các bệnh nhân khác nhau hay thậm chí các bệnh viện khác nhau, có thể đem so sánh mà không cần chuẩn hóa. Sự phụ thuộc này có thể dẫn đến đánh giá thấp về sự linh động của các phân tử nước không bị hạn chế nếu thời gian đo khuếch tán không được tính toán kĩ.

                              Ảnh cộng hưởng từ khuếch tán bất đẳng hướng DTI i

                              Như đã nói ở trên, DTI được sử dụng để mô tả các mô có cấu trúc tạo ra khuếch tán không đẳng hướng của phân tử nước, đặc biệt trong bó sợi chất trắng, nơi được đặc biệt quan tâm trong đột quỵ và ung thư. Thông thường màu đỏ hiển thị theo trục X, từ phải qua trái hay ngược lại, màu xanh lá cây hiển thi theo trục Y từ sau ra trước hoặc ngược lại, màu xanh biển hiển thi cho trục Z, từ chân đến đầu hoặc từ đầu đến chân. Trong DTI, cường độ biểu diễn giá trị của sự không đẳng hướng, trong đó giá trị không đẳng hướng càng lớn thì hình ảnh càng trắng.

                              Ứng dụng chụp hình khuếch tán MRI lên một số bệnh lý não 1. Tóm tắt một số bệnh lý não

                                Rối loạn chuyển hóa, Bênh lý chất trắng, Bênh lý thoái hóa do mắc phải Rối loạn thoái hóa thần kinh chất trắng: nhiễm virus, hậu nhiễm virus, hủy myelin do nhiễm độc, chấn thương, bệnh lý mạch máu. Như ta đã biết, sự khác nhau của các hệ số khuếch tán (ADC) và sự khuếch tán không đẳng hướng cho phép sự phân biệt giữa vùng chất trắng thông thường và các khối u nang, u rắn hay vùng máu đọng. Trong một trường hợp đa u hạt chất nhầy ở một bệnh nhân có hội chứng suy giảm miễn dịch mắc phải, tổn thương đã xuất hiện với cường độ tín hiệu cao trên ảnh khuếch tán với những giá trị của ADC trong khoảng 0.39.

                                Hình ảnh MRI của bệnh nhân nam 77 tuổi, bị đột quỵ cấp trước khi chụp  MRI tử 3 đến 4 giờ:
                                Hình ảnh MRI của bệnh nhân nam 77 tuổi, bị đột quỵ cấp trước khi chụp MRI tử 3 đến 4 giờ: