Không gian k là một không gian toán học dùng để mô tả một cách trực quan quá trình tái tạo ảnh MRI bằng phương pháp biến đổi Fourier hai chiều. Không gian k
là một khái niệm tương đối trừu tượng với nhiều người vì các tính chất đặc biệt của nó Hình 3.19 sau đây sẽ cho ta cái nhìn tổng quát về quy trình từ tín hiệu → không gian k → ảnh MRI
Hình 3.19 – Không gian k
Trước tiên ta tìm hiểu về khái niệm k. Trong vật lý, k được sử dụng để mô tả sóng và được gọi là số sóng. Đơn vị của k là m–1.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Hình 3.20 – Số sóng k
Vậy từ quá trình mã hóa từ tín hiệu lên không gian k được thực hiện như thế nào? Ta đã biết rằng tín hiệu MRI thu được không xuất phát từ một điểm cụ thể nào mà là tín hiệu tổng hợp của tất cả các voxel trong một lớp cắt. Giả sử ta có được tín hiệu như hình 3.21. Ta sẽ tiến hành mã hóa tín hiệu này theo một thang
xám chọn trước (tín hiệu cường độ càng lớn thì càng sáng). Mỗi lần mã hóa pha ta lại có một tín dòng tín hiệu khác và lại mã hóa theo thang xám trên, cứ thế mà điền đầy không gian k. Đó chính là cách tạo thành không gian k.
Vậy là ta đã giải quyết được công đoạn hình thành không gian k từ các tín hiệu đo được. Quy trình từ không gian k xây dựng lên ảnh MRI thường quy đã được trình bày ở mục 2.7 với ví dụ của hai voxel.
Tính chất của không gian k rất đặc biệt. Trước hết là tính chất về không gian của nó. Ta phải chú ý rằng không hề có sự tương đương nào về kích thước của không gian k và kích thước của ảnh MRI thu được. Mỗi điểm trên không gian k đều đặc trưng cho tính chất của cả ảnh MRI và mỗi điểm trên ảnh MRI được đặc trưng bằng cả không gian k.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Hình 3.22
Trên ảnh dữ liệu (dùng để chỉ ảnh không gian k), vùng trung tâm quyết định độ tương phản và vùng biên quyết định độ phân giải không gian. Trong hình ví dụ ta nhận thấy hình (3) điền đầy đủ dữ liệu vùng biên nhưng không có dữ liệu trung tâm, làm cho ảnh thu được hầu như mất hẳn độ tương phản. Ảnh (4) thì ngược lại, độ phân giải không gian kém nên đường biên mờ.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Một không gian k với đầy đủ dữ liệu sẽ tạo ra một ảnh MRI chất lượng tốt, tuy nhiên để điền đầy không gian k cần phải qua nhiều bước mã hóa pha nên rất tốn thời gian. Nhằm mục đích giảm thời gian chụp, ta có các cách giản lược bằng cách bỏ qua một số vùng dữ liệu. Tiêu biểu trong các cách đó là phương pháp quét bán phần, phương pháp quét FOV chữ nhật, phương pháp quét thu gọn. Ưu điểm của các phương này là tiết kiệm thời gian chụp, sử dụng cho các thăm khám không cần chất lượng ảnh quá cao, hoặc cho những bệnh nhân không thể nằm yên lâu (thần kinh, …)
Phương pháp quét bán phần là quá trình điền đầy khoảng 60% vùng dữ liệu của không gian k. Phần còn lại được bỏ trống. Kết quả là tiết kiệm được 40% thời gian quét so với các phương pháp thường quy, bù lại SNR bị giảm.
Hình 3.24
Phương pháp quét FOV chữ nhật thu được bằng cách kéo giãn khoảng cách các dòng dữ liệu trên không gian k. Do đó để điền đầy không gian k cần ít thời gian hơn. FOV cũng không còn là hình vuông như bình thường mà chỉ tập trung vào khu vực cần thăm khám. Nhược điểm của phương pháp này là làm giảm SNR.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Phương pháp quét thu gọn là phương pháp mà chỉ 70 – 90% dữ liệu trên không gian k được thu nhận. Nhờ đó thời gian chụp được rút ngắn tỉ lệ với % dữ liệu bỏ trống. Nhược điểm là làm giảm SNR.
Hình 3.26
3.2.2. Phƣơng pháp TSEi 3.2.2.1. Giới thiệu
Kĩ thuật TSE đã được phát triển dựa trên kĩ thuật SE truyền thống nhằm đáp ứng một trong những yêu cầu quan trọng nhất trong chụp ảnh MRI là giảm thời gian quét. TSE còn được biết đến với một số tên gọi khác như RARE (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement) – FSE (Fast Spin Echo).
Một cách trực quan khi nhìn vào giản đồ xung, ta thấy TSE giống Multi-SE ở chỗ có nhiều xung 1800
-RF theo sau một xung 900-RF. Sự khác biệt là ở chỗ Milti- SE thu dữ liệu chỉ cho một hình với mỗi xung 1800
-RF, còn TSE cùng lúc thu nhiều dữ liệu cho một hình, nhờ đó mà thời gian chụp được giảm đi rất nhiều.
Hình 3.27
i TSE: Turbo Spin Echo
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Hình 3.28
3.2.2.2. Chuỗi xung TSE
Giản đồ xung của TSE ở dưới cho thấy cơ chế hoạt động của chuỗi xung này khá phức tạp. Quá trình mã hóa pha bằng gradient Gy được chia ra 5 phân đoạn tương ứng với 5 xung 1800
-RF và được áp dụng ngay sau 1800-RF. Trước mỗi xung 1800-RF là 5 phân đoạn mã hóa pha khác có chiều ngược lại. Quy trình mã hóa ngược này có tác dụng hồi phục vector từ hóa ngang để chuẩn bị cho các xung echo tiếp theo. Số bước mã hóa pha trong mỗi phân đoạn là như nhau có tác dụng hạn chế một vài loại xảo ảnh có thể xảy ra. Trong ví dụ này, xung echo 3 là quan trọng nhất vì mã hóa vùng trung tâm không gian k, nơi đây quyết định độ tương phản của ảnh MRI. Do đó ta có một khái niệm mới là thời gian echo hiệu dụng TEeffi. TEeff được định nghĩa là thời gian từ xung 900-RF đến đỉnh của tín hiệu echo trung tâm. Khoảng cách giữa 2 xung echo liên tiếp gọi là ESii
i TEeff: Effective Echo Time
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Hình 3.29
Số xung 1800
-RF áp dụng sau xung 900-RF được gọi là hệ số lặp echo – ET (hay còn gọi là hệ số Turbo – TF). Nếu gọi MApha là kích thước ma trận ảnh trên trục mã hóa pha, TR là thời gian lặp thì thời gian thu nhận ảnh TA được tính bởi công thức:
Hình 4.30 mình họa quy trình mã hóa tín hiệu lên không gian k của chuỗi xung TSE. ET càng lớn thì thời gian thu nhận ảnh càng được rút ngắn. Bù lại hệ số tín hiệu trên nhiễu giảm.
3.2.2.3. Ứng dụng
TF thấp (2 – 6) → TEeff giảm → ảnh nghiêng về ảnh T1
TF cao (8 – 20) → TEeff tăng → ảnh nghiêng về ảnh T2
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM TF siêu cao → ES giảm nên nhiễu nhiều hơn. Nhiễu và mỡ cùng thể hiện màu trắng.
Do có T1 dài nên phương pháp TSE tạo ra ảnh PD và ảnh T2 với độ tương phản cao hơn so với SE. Hệ số Turbo còn cho phép rút ngắn thời gian chụp
3.2.3. Phƣơng pháp T-GREi
3.2.3.1. Giới thiệu
Phương pháp này được sử dụng để tăng tốc độ chụp cao hơn nữa so với GRE. Về mặt định danh, phương pháp này còn được biết đến với tên TFEii, Turbo – FLASH hay FLASH – nhanhiii.
Độ tương phản của TFE có thể được cải thiện bằng cách sử dụng xung tăng cường. Có hai loại xung tăng cường thường được sử dụng trong TFE là xung tăng cường đảo chiều và xung tăng cường bão hòa. Xung tăng cường đảo chiều cho độ tương phản T1 tốt hơn, bù lại thời gian thu nhận ảnh lại dài hơn so với xung tăng cường bão hòa
Hình 3.31
Về cơ bản, phương pháp TFE có một vài khác biệt so với phương pháp GRE truyền thống. TFE thu tín hiệu MRI trong “trạng thái quá độ bão hòa”, còn GRE thu tín hiệu đó ở “trạng thái bão hòa” của vector từ hóa dọc. Trạng thái bão hòa là
i T-GRE: Turbo Gradient Echo
ii TFE: Turbo Field Echo
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM trạng thái mà vector từ hóa dọc không thể suy giảm hơn nữa sau mỗi xung RF, vì vậy tín hiệu MRI thu được sau đó đều có biên độ như nhau.
Hình 3.32
Trong suốt trạng thái quá độ bão hòa, cường độ vector từ hóa ngang lại thay đổi với biên độ lớn. Điều này có thể dẫn đến hiện tượng ảnh giả và các ảnh hưởng không mong muốn khác. Để khắc phục, ta sử dụng kĩ thuật “góc lật α biến đổi”.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Hình 3.34
3.2.3.2. Chuỗi xung TFE
Cũng giống như GRE, TFE được đặc trưng bởi các thông số TE, TR, α. 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 3.35
i PO: Profile Order
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Hình 3.36 – Các phương pháp mã hóa pha
Cơ chế của TFE về cơ bản cũng giống GRE theo hình minh họa sau:
Hình 3.37
3.2.3.3. Ứng dụng
Vì bản chất của TFE là thu nhận ảnh cực nhanh nên không bị ảnh hưởng bởi chuyển động, do đó TFE được ứng dụng để:
Giảm xảo ảnh trong ảnh MRI vùng bụng và phổi
Thăm khám cho những bệnh nhân không thể nằm yên lâu Chụp ảnh động
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
3.2.4. Phƣơng pháp EPI 3.2.4.1. Giới thiệu
EPI là phương pháp chụp ảnh cộng hưởng từ siêu nhanh và có thể đạt đến tốc độ video. Để thu được hình ảnh, EPI đòi hỏi một nền tảng phần cứng mạnh mẽ, tốc độ thu nhận dữ liệu cực cao, hệ thống bật – tắt các vector gradient siêu nhanh. Kĩ thuật này được đề ra từ năm 1977 bởi Peter Mansfield nhưng đến ngày nay nó mới có những ứng dụng cụ thể và hữu ích do các yêu cầu về phần cứng thời đó chưa để đáp ứng được.
EPI có thể thu nhận toàn bộ dữ liệu để xây dựng nên ảnh MRI hoàn chỉnh chỉ trong một chu kỳ xung. Tuy nhiên chế độ thu nhận ảnh trong nhiều chu kì xung vẫn được sử dụng vì mang lại tỉ số tín hiệu trên nhiễu tốt và giảm xảo ảnh. Đặc biệt trong thăm khám chức năng não, kĩ thuật EPI thực sự mang lại một tiềm năng to lớn.
Hình 3.38
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Kĩ thuật EPI có thể kết hợp với các phương pháp cơ bản khác để tạo thành SE – EPI, IR – EPI, FFE – EPI, …
Hai nhược điểm chính của EPI là nó có thiên hướng về một số nhiễu ảnh hơn các kĩ thuật truyền thống và ma trận dữ liệu thô của EPI thường chỉ giới hạn ở 64x64 hoặc 128x128.
3.2.4.2. Chuỗi xung EPI
Chuỗi xung EPI được đặc trưng bởi các thông số TE, TR và hệ số EPI (EF). EF được định nghĩa là số lần áp dụng vector gradient trong một chu kì xung.
Giống như ở các phương pháp thu nhận truyền thống khác, EPI bắt đầu bằng một xung kích thích và gradient GZ chọn lớp cắt. Theo sau đó là quá trình mã hóa pha và tần số bằng GY và GX. Đặc trưng của chuỗi xung EPI được thể hiện bằng một chuỗi các quá trình bật – tắt các gradient GY và GX như minh họa để điền đầy không gian K.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Hình 3.41
3.2.4.3. Ứng dụng
EPI dù với lợi thế áp đảo về thời gian quét nhưng cũng không thể thay thế các phương pháp cơ bản khi cần thể hiện hình ảnh hình thái học của cơ thể. Thay vào đó, EPI được sử dụng để thể hiện sự thay đổi lớn về các thông số sinh lý học. Đặc biệt là trong thăm khám chức năng não.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
CHƢƠNG 4. CHẤT LƢỢNG HÌNH ẢNH
4.1. Các mục tiêu kĩ thuật của ảnh cộng hƣởng từ4
Khi chụp ảnh cộng hưởng từ, mục tiêu đặt ra là làm sao thu được hình ảnh với chất lượng có thể chấp nhận được để phục vụ cho mục đích chẩn đoán bệnh. Chất lượng của ảnh cộng hưởng từ được quyết định bởi 4 yếu tố sau:
Độ tương phản
Độ phân giải không gian
Hệ số tín hiệu trên nhiễu (SNR) Xảo ảnh
Thời gian chụp cũng là một yếu tố quan trọng. Thông thường, một ảnh MRI chất lượng cao sẽ có thời gian chụp dài.
Trong điều kiện lý tưởng, một ảnh MRI tốt phải làm sao tăng tối đa độ tương phản, độ phân giải không gian cao, tăng hệ số tín hiệu trên nhiễu, giảm tối đa xảo ảnh và thời gian chụp phải là ngắn nhất có thể được.
Hình 4.1
Tuy nhiên điều kiện lý tưởng đó không gặp trong thực tế. Việc điều chỉnh các thông số kĩ thuật chụp nào đó thường làm ảnh hưởng đến các thông số quyết định chất lượng hình ảnh. Ví dụ:
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Bảng 4.1
Thông số kĩ thuật chụp Thông số quyết định chất lƣợng ảnh
Độ dày lớp cắt Độ phân giải không gian Hệ số tín hiệu trên nhiễu Độ dày lớp cắt
Trường nhìn (FOV) Kích thước ma trận ảnh
Độ phân giải không gian
Đặc biệt, các yếu tố thời gian chụp, độ phân giải không gian và hệ số tín hiệu trên nhiễu có mối tương quan chặt chẽ với nhau và cùng bị quyết định bởi một thông số nào đó, ví dụ như kích thước ma trận ảnh. Khi tăng kích thước ma trận ảnh thì độ phân giải không gian tăng, hệ số SNR lại giảm do kích thước các voxel đã bị giảm đi, và quan trọng nhất là thời gian chụp tăng lên.
Hình 4.2
Vì mối quan hệ chặt chẽ giữa các yếu tố nên khi thực hiện chụp ảnh MRI, việc cân bằng giữa chất lượng ảnh để đạt được mục tiêu chẩn đoán và thời gian chụp là rất cần thiết. Ví dụ:
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Khi chụp ảnh vùng bụng, xảo ảnh do nhịp thở làm cho ảnh bị méo mó và không có giá trị chẩn đoán. Để khắc phục, việc giảm thời gian chụp đến mức nhỏ hơn giới hạn nhịn thở của bệnh nhân là rất cần thiết để hạn chế xảo ảnh. Nếu vùng chụp rộng, có thể giảm độ phân giải và tăng độ dày lớp cắt để giảm thời gian chụp và tăng SNR (do kích thước voxel được tăng lên).
Đối với ảnh MRI của não, xảo ảnh do chuyển động không phải là vấn đề cần quan tâm lắm nên có thể áp dụng chế độ chụp có thời gian dài hơn. Về khía cạnh chẩn đoán, ảnh MRI não cần thể hiện chi tiết các bộ phận nhỏ, do đó kích thước ma trận phải đủ lớn và độ dày lớp cắt đủ nhỏ để đạt được độ phân giải cao. Nếu chấp nhận tăng thời gian chụp, chế độ chụp 3D là sự lựa chọn tốt để chụp ảnh MRI não.
4.2. Độ tƣơng phản4,12
4.2.1. Giới thiệu
Để ảnh MRI có giá trị trong chẩn đoán bệnh, ta phải bảo đảm được độ tương phản phải ở một mức độ nào đó để có thể phân biệt được các mô khác nhau. Ở giai đoạn đầu của MRI, chính vì độ tương phản kém mà một số chi tiết giải phẫu dù thực sự hiện hữu nhưng vẫn không thể quan sát được bằng ảnh MRI.
Hình 4.5 – Độ tương phản của dịch não tủy Hình 4.4
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Độ tương phản giữa hai mô được định nghĩa
là sự sai khác tương đối của cường độ tín hiệu. Sự chênh lệch về cường độ tín hiệu càng lớn thì độ tương phản càng thể hiện rõ. Cùng với độ phân giải và hệ số tín hiệu trên nhiễu (SNR), độ tương phản quyết định chất lượng của hình ảnh giải phẫu học của những bộ phận trong cơ thể.
4.2.2. Các yếu tố ảnh hƣởng đến độ tƣơng phản
Trong các phương pháp chẩn đoán hình ảnh truyền thống (như CT), độ tương