Xảo ảnh chồng lấn xảy ra khi mẫu cần chụp có kích thước vượt quá FOV. Nguyên nhân là do pha ở vùng ngoài FOV trùng với pha bên trong FOV phía đối diện.
Có 3 cách để tránh xảo ảnh chồng lấn. Cách đơn giản nhất là tăng FOV sao cho có thể chứa được đầy đủ các chi tiết giải phẫu. Nếu các chi tiết vẫn nằm ngoài FOV, ta có thể dùng kĩ thuật Oversampling hoặc gây bão hòa vector từ hóa tại vùng gây xảo ảnh.
4.7. Tác nhân tƣơng phản6,14
4.7.1. Giới thiệu
Mặc dù MRI có nhiều cách để can thiệp vào độ tương phản so với các phương pháp ghi nhận hình ảnh khác, nhưng vẫn có những mục đích chẩn đoán đòi hỏi phải có thêm tác nhân tương phản như:
Cần quan sát kĩ đặc điểm của một mô nào đó Theo dõi chức năng của một bộ phận
Cần độ nhạy tương phản cao
Cần cho việc đưa ra các chẩn đoán và điều trị nâng cao
Hình 4.45 Hình 4.44
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Giảm xảo ảnh
Giảm thời gian chụp
Tác nhân tương phản sử dụng trong MRI cần phải đáp ứng những yêu cầu sau: Tính thẩm thấu
Tính nhạy từ
An toàn cho bệnh nhân Không độc
Ổn định
Đào thải nhanh Tương thích sinh học
4.7.2. Các loại tác nhân tƣơng phản thƣờng dùng
Có 2 loại tác nhân tương phản thường dùng, đó là:
Tác nhân tích cực: chứa các nguyên tố có tính thuận từ cao như Mn2+, Fe2+, Gd3+, …. Mục đích là làm ảnh hưởng đến thời gian hồi phục T1 và thời gian suy giảm T2, mà quan trọng nhất là làm giảm T1 của mô. Thực tế Gd3+ được sử dụng rộng rãi nhất do có nhiều electron độc thân ở lớp ngoài cùng và hệ số c phù hợp. Ảnh T1 của vùng mô có chất tương phản trở nên sang hơn so với vùng xung quanh
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Một số tác nhân tương phản thường dùng được trình bày trong bảng sau:
Bảng 4.10
Tên hóa học Tên thƣơng mại
Gd-DTPA Magnevist®
Gd-DOTA Dotarem®
Gd-DTPA-BMA Omniscan®
Gd-HP-DO3A ProHance®
Tác nhân thụ động: chứa các nguyên tố có tính thuận từ cực cao như Dy3+, Ho3+, Eu2+ … Mục đích là làm ảnh hưởng đến thời gian hồi phục T1 và thời gian suy giảm T2, mà quan trọng nhất là làm giảm T2 và T2* của mô. Ảnh T2 hoặc T2* của vùng mô có chất tương phản trở nên tối hơn so với vùng xung quanh.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
CHƢƠNG 5. SƠ ĐỒ NGUYÊN LÝ & PHẦN CỨNG CỦA MÁY MRI
5.1. Sơ đồ tổng quát2,10,15
Một hệ thống MRI thực tế rất phức tạp, bao gồm nhiều khối chức năng chính và phụ đan xen và phụ thuộc vào nhau rất chặt chẽ. Để đơn giản hóa sự phức tạp đó, ta xem xét sơ đồ khối tổng quát sau đây:
Hình 5.1 – Sơ đồ khối tổng quát
Hộp cấp nguồn: cung cấp năng lượng cho các khối khác hoạt động. Bộ phận này sẽ tự động ngắt khi có sự cố.
Máy chủ: có nhiệm vụ tính toán các thông số, phát lệnh điều khiển, tái tạo ảnh, lưu trữ
Hệ thống RF: có nhiệm vụ cung cấp xung kích thích và tiếp nhận tín hiệu MRI để đưa qua hệ thống máy chủ xử lý.
Hệ thống Gradient: tạo ra các trường gradient có tác dụng chọn lớp cắt, mã hóa pha và mã hóa tần số (phục vụ cho quá trình tái tạo ảnh).
Khoang chụp: là trái tim của một hệ thống MRI, tại đây đặt hệ thống nam châm chính, tạo ra một từ trường mạnh, ổn định và đồng nhất.
Hệ thống theo dõi và phản hồi: theo dõi toàn bộ hoạt động của hệ thống, đưa ra các cảnh báo hoặc báo động nếu có sự cố.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Hệ thống ngắt khẩn cấp: có nhiệm vụ xả toàn bộ He, làm cho nam châm hoàn toàn mất từ tính khi có sự cố nghiêm trọng xảy ra cho hệ thống.
5.2. Hệ thống nam châm4,10,16
Một hệ thống MRI thường được phân chia dựa vào độ lớn của từ trường ngoài. Đơn vị của từ trường là Tesla (T) hoặc Gauss (G) trong đó 1 T = 10.000 G. Theo đó ta có các hệ thống MRI với từ trường thấp, trung bình, cao và siêu cao. Bảng 6.1 sau cho ta cái nhìn tổng quan về cách phân loại ở trên:
Bảng 5.1
Loại Cƣờng độ B0 (T) Hãng sản xuất
Thấp < 0.2
Siemens, GE, Toshiba, Philips, Hitachi, Instrumentarium …
Trung bình 0.2 – 1.0
Cao 1.0 – 3.0
Siêu cao > 3.0
Trong y tế, cường độ từ trường ngoài cho phép sử dụng vào khoảng 0.2 – 3.0 T. Có 3 dạng nam châm tạo từ trường ngoài bao gồm: Nam châm vĩnh cửu, nam châm điện và nam châm siêu dẫn:
Nam châm vĩnh cửu: có từ trường thấp, bản thân không cần nguồn nuôi, trọng lượng rất nặng (20 – 100 tấn). Từ trường tạo được không quá 0.2 T, thông thường ở 0.1 T và bị ảnh hưởng bởi nhiệt độ. SNR đạt được thấp, giá thành rẻ.
Nam châm điện: dùng một dòng điện có cường độ lớn chạy qua một cuộn dây để tạo từ trường trong lòng cuộn dây. Loại nam châm này nặng khoảng 5 – 10 tấn, có thể ngưng hoạt động bằng cách cắt nguồn điện nhằm giảm chi phí năng lượng. Cường độ từ trường tạo được không quá 0.3 T. Chi phí rẻ, dễ lắp đặt, SNR thấp.
Hình 5.2 – Nam châm vĩnh cửu
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Nam châm siêu dẫn: hoạt
động dựa vào hiện tượng siêu dẫn của vật chất. Vật liệu thường được sử dụng để làm lõi siêu dẫn cho nam châm loại này là Nb/Ti (tính chất siêu dẫn xuất hiện ở ~100 K). Lõi được ngâm trong He lỏng (~40K). Từ trường tạo được > 0.32T, độ
đồng nhất cao đến 0.1 ppm. SNR cao, hỗ trợ nhiều chế độ quét nhanh. 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.
Khi lắp đặt cuộn nam châm cho hệ thống MRI cần phải quan tâm đến cản từ cho nam châm vì các đường sức từ cường độ cao có thể làm hại đến các thiết bị điện tử khác. Có hai cách cản từ cho nam châm là cản từ bị động và cản từ chủ động.
Phương pháp cản từ bị động được thực hiện bằng cách bọc cả hệ thống MRI
bằng một lượng lớn các cuộn dây cản từ. Cách này tốn kém và làm cho cả hệ thống thêm nặng nề, thường có mặt ở các đời máy cũ. 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. (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
(a) (b)
Hình 5.6 – Cản từ bị động (a) và cản từ chủ động (b)
Hình 5.5 – Cường độ các đường sức từ Hình 5.4 – Nam châm siêu dẫn
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
5.3. Hệ thống Gradient2,4,17
Một hệ thống MRI điển hình có 3 cuộn gradient, tạo ra trường gradient theo 3 trục x- y-z như hình 6.7. Một hệ thống Gradient được đặc trưng bằng các thông số: I/U, Gradientmax, Imax, Upwr.max, thời gian đáp ứng tối ưu Tmin, hệ số đáp ứng SR (SRi
= Gradientmax/Tmin). Bảng 5.2 mô tả các thông số trên trong một số hệ thống Gradient của hãng Siemens.
Bảng 5.2
Đời máy I/U (A/V) Gradientmax (mT/m) Imax (A) Upwr.max (V) Tmin (µs) SR Open 40 15 110 300 900 17 Impact/Expert 15/20 320 300 900/1200 17 Vision 25 250 600 600 42 Har/Sym 20 300 800 400 50 Concerto 50 20 150 400 500 40 Har/Sym Quantum 30 380 2000 300 100 Sonate 40 500 2000 200 200 5.4. Hệ thống cuộn RF2,18 Sơ đồ khối: Hình 5.8 i SR: Slew Rate Hình 5.7
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Bộ điều biên và tổng hợp: Tính toán tần số trung tâm, hình dạng sóng mang.
Bộ khuếch đại công suất RF: tăng công suất sóng RF lên đủ để tạo nên một góc lật thích hợp. Từ trường càng lớn thì công suất của bộ khuếch đại yêu cầu càng lớn. Công suất bộ khuếch đại RF cho một hệ thống MRI phụ thuộc vào: tần số Larmor, hệ số suy giảm từ bộ khuếch đại tới cuộn phát, thiết kế của cuộn phát. Bảng 5.3 sau cho biết một vài thông số của bộ khuếch đại công suất RF được sử dụng trong các hệ thống MRI của hãng Siemens.
Bảng 5.3
Đời máy Cƣờng độ từ trƣờng
Độ lợi bộ khuếch đại
Công suất ra/ Hiệu điện thế sử dụng Open 0.2 T 63 dB 2 kW/320 V Concerto 0.2 T 63 dB 2 kW/320 V Impact/Expert 1.0 T 70 dB 10 kW/707 V Harmony 1.0 T 70 dB 10 kW/707 V Vision 1.5 T 71.8 dB 15 kW/866 V Symphony 1.5 T 71.8 dB 15 kW/866 V Sonate 1.5 T 71.8 dB 15 kW/866 V
Bộ chuyển đổi thu – phát: Hoạt động như một công tắc để lựa chọn các chế độ thu – phát.
Bộ đo công suất RF: Tính toán hệ số hấp thụ RF (SAR) sao cho phù hợp với từng bệnh nhân
Bộ hiệu chỉnh trở kháng: bảo đảm cho hiệu suất phát sóng RF và hiệu suất thu tín hiệu MRI được tối ưu.
Bộ khuếch đại tín hiệu MRI: Tín hiệu MRI thu được vốn vất nhỏ (cỡ mV) nên cần phải khuếch đại để có thể xử lý được.
Bộ chuyển đổi A/D: số hóa tín hiệu MRI tương tự để xử lý trên hệ thống tái tạo ảnh.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Như đã đề cập trong chương 1, cuộn RF trong hệ thống MRI giữ 2 vai trò:
Tạo từ trường B1 để lật vector từ hóa một góc nào đó tùy vào chuỗi xung Nhận tín hiệu MRI để chuyển về hệ thống tái tạo ảnh
Vì vậy về chức năng, ta có thể phân các cuộn RF ra làm 3 dạng: Cuộn thu-phát RF Cuộn chỉ phát RF Cuộn chỉ thu RF Về mặt hình dạng, ta có thể phân các cuộn RF ra làm 7 dạng: Cuộn RF đa vòng Cuộn RF đơn vòng Cuộn RF bề mặt Cuộn RF lồng chim Cuộn RF yên ngựa Cuộn RF Phased-Array Cuộn RF Litz.
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. Hiện nay đã có một số loại sử dụng được với nhiều độ lớn từ trường khác nhau, nhưng không phải là tất cả. Bảng 6.4 sau cung cấp một số hình ảnh và thông số của các cuộn RF thông dụng.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Bảng 5.4
Hình dạng
Phân loại theo: Từ
trƣờng hoạt động FOVmax Chức năng Hình dạng Chuyên biệt Chỉ thu Phased Array Đầu 1.5 T 8 – 24 cm Chỉ thu Phased Array Xương sống 3.0 T 48 cm Chỉ thu Phased Array Ngực 0.7 T 20 cm (1 bên) 40 cm (2 bên) Thu – Phát Yên ngựa Khớp gối 3.0 T 20 cm Chỉ thu Phased Array Khớp cùi chỏ, cổ tay 1.5 T 20 cm (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Chỉ thu Phased Array Mạch máu ngoại biên 1.0T 1.5 T 40 – 45 cm tùy hệ thống Chỉ thu Phased Array Vai 0.2 – 0.7 T 1.5 T 20 cm Chỉ thu Phased Array Thân trên và xương chậu 1.5 T 34 cm (thân trên) 30 cm (xương chậu) Chỉ thu Phased Array Cổ 0.2 – 0.7 T 1.0 T 1.5 T 26 cm Chỉ thu Phased Array Chi 1.5 T 12 cm
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
PHẦN III: ỨNG DỤNG
CHƢƠNG 6. ẢNH CỘNG HƢỞNG TỪ KHUẾCH TÁN VÀ ỨNG DỤNG TRONG CHỤP ẢNH BỆNH LÝ NÃO. 19,20,21,22,23
6.1. Giới thiệu24
Nguyên lý cơ bản của cộng hưởng từ khuếch tán đã được giới thiệu giữa những năm 80. Đó là hình ảnh cộng hưởng từ với sự mã hóa các hiệu ứng khuếch tán của phân tử trong tín hiệu NMR bằng cách sử dụng các xung gradient từ trường phân cực. Sự chuyển động của các phân tử nước bị ảnh hưởng bởi các thành phần của mô (thành và các màng tế bào, các bộ phận nội bào, các phân tử lớn) nên quá trình khuếch tán có thể bị giới hạn theo mọi hướng hay theo một hướng xác định trong các voxel – ví dụ trong các mô có cấu trúc như chất trắng trong não.
Tạo ảnh MRI khuếch tán (DWI) là kỹ thuật tạo ảnh duy nhất cho phép thăm khám không xâm lấn dựa trên việc khảo sát sự khuếch tán vi mô, cung cấp các hình ảnh có độ phân giải cao của các bộ phận nằm sâu trong cơ thể mà không can thiệp đến sự khuếch tán của chúng. Dựa trên sự chuyển động khuếch tán của phân tử nước, DWI sẽ cung cấp thông tin cấu trúc phân tử của mô não mà thông thường không thể thực hiện với các kỹ thuật MRI thường quy. Do kích thước của voxel thông thường của một ảnh DWI chỉ vài mm3, DWI sẽ phân tích các hiệu ứng khuếch tán biểu diễn chuyển động Brown của các phân tử nước và cung cấp các dữ liệu riêng biệt về cấu trúc tổ chức của các mô. Trong khoảng thời gian khuếch tán thông thường (theo yêu cầu khoảng 10s), các phân tử nước khuếch tán trong não với khoảng cách hàng µm và tương tác với các thành phần vi mô của mô như màng tế bào, màng mỡ và các phân tử lớn. Với các thông số thích hợp cho các chuỗi xung, hình MRI khuếch tán cho các thông tin hữu ích ở thùy não, các mô của não mà trước đến nay vẫn không thể xâm nhập. Việc thay đổi các tham số gradient (cường độ, hướng) tạo ra các hình ảnh khuếch tán khác nhau và cho thấy rõ sự khác biệt về bệnh lý, sinh lý của bệnh nhân.
6.2. Quá trình khuếch tán của phân tử
6.2.1. Khuếch tán tự do, định luật Fick và phƣơng trình Einstein
Khi một giọt mực rơi vào một cốc nước, giọt mực sẽ khuếch tán từ từ vào toàn bộ thể tích nước. Đây là một ví dụ trực quan minh họa cho định luật Fick. Định luật
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Fick phát biểu như sau: nồng độ của một chất hòa tan phụ thuộc tuyến tính vào gradient nồng độ của chất đó theo một hệ số tỉ lệ gọi là hệ số khuếch tán D.
J là tổng số vật chất đi ngang qua một đơn vị mặt cắt ngang vuông góc với phương x
C là nồng độ chất tan (mol/m3) D là hệ số khuếch tán (m2
/s)
x là khoảng cách (m)
Hiện tượng khuếch tán của phân tử là kết quả của các chuyển động đều vi mô mang tính ngẫu nhiên theo mọi hướng, hay còn gọi là chuyển động Brown. Trong quá trình chuyển động, các phân tử va chạm ngẫu nhiên với nhau. 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.
Hình 6.1
r là khoảng cách của phân tử tại thời điểm t
D là hệ số khuếch tán
6.2.2. Khuếch tán giới hạn biên
Trong thực tế, khuếch tán tự do như trên ít xảy ra. Thay vào đó là hiện tượng khuếch tán giới hạn biên (hay còn gọi là khuếch tán bão hòa). Hiện tượng này xảy ra khi phân tử bị hạn chế trong một thể tích nào đó. Khi khuếch tán đến biên của thể tích, các phân tử bị dội ngược trở lại vào trong khối thể tích đó. Vì vậy khoảng cách r trong phương trình Einstein không còn tăng tỉ lệ với căn bậc 2 của thời gian như là trường