Chuỗi xung GRE được đặc trưng bởi ba thông số TR, TE và góc lật α. TE trong trường hợp này được định nghĩa là thời gian từ xung α-RF đến tín hiệu echo.
i FFE: Fast Field Echo
ii FLASH: Fast Low Angle SHot
iii GRASS: Gradient Recalled Acquisition in Steady State
Hình 3.12 – So sánh hai phương pháp GRE và SE về cơ bản
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Cơ chế của chuỗi xung GRE được mô tả như sau: đầu tiên, một xung α-RF được kích thích cùng lúc với gradient chọn lớp cắt Gz nhằm lật vector từ hóa Mo của lớp cắt đó lệch một góc α nhỏ so với trục +Z. Theo sau là quá trình mã hóa pha và mã hóa tần số bằng hai trường gradient Gy và Gx. Tiếp theo là quá trình hồi pha bằng gradient mã hóa tần số Gx được đảo chiều, nhờ đó tín hiệu MRI xuất hiện và được thu nhận ở cuộn thu. Lưu ý là tín hiệu này được đặc trưng bởi T2* chứ không phải T2 như trong phương pháp SE. 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. Các bước trên cứ lặp lại với số lần tùy thuộc vào kích thước ma trận ảnh.
Một vấn đề nữa được đặt ra là ta nên chọn góc α là bao nhiêu để thu được tín hiệu tốt nhất? Điều này phụ thuộc vào TR và T1, góc lệch đặc biệt đó gọi là góc
Ernst θE và được tính bởi
Tỉ lệ TR/T1 của phương pháp SE vào khoảng >10 → θE ≈ 900.
3.1.3.3. Ứng dụng
Chuỗi FLASH cho độ tương phản giữa chất trắng và chất xám trong não tốt hơn GRASS nên được ưu tiên hơn trong các thăm khám không cần thời gian ngắn.
Chuỗi GRASS có hệ số tín hiệu trên nhiễu tốt hơn FLASH trong các khoảng thời gian ngắn nên thích hợp trong các thăm khám nhanh
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
3.1.4. Phƣơng pháp chụp đa lớp cắt và chụp khối 3D. 3.1.4.1. Giới thiệu
Trong thực tế, ta thường không thu từng ảnh MRI đơn lẻ mà là một tập hợp nhiều ảnh MRI (thường gọi là một “set”). Để làm được điều này ta có hai cách thực hiện: chụp đa lớp cắt trong một chu kì TR và chụp khối 3D. Chụp đa lớp cắt có nghĩa là từng lớp cắt đơn được thu nhận riêng lẻ và tập hợp lại thành một “set”. Chụp khối 3D có nghĩa là tín hiệu được thu nhận trên một khối lớn, sau đó
qua bước tái tạo ảnh, từng lớp cắt được hình thành.
3.1.4.2. Chụp đa lớp cắti
Khi chụp một lớp cắt nào đó, xung RF được lặp lại sau một khoảng thời gian nào đó (gọi là TR) để có thể thu toàn bộ dữ liệu cần thiết cho một tấm ảnh hoàn chỉnh. Thông thường giá trị TR này khá lớn. Để tận dụng khoảng thời gian chết giữa hai xung liên tiếp, ta lại kích thích các lớp cắt khác, vậy là ta có chế độ chụp đa lớp cắt mà không làm tăng thời gian chụp. Số lớp cắt có thể thu được trong một chu kì TR được tính bởi công thức:
Hình 3.16
i Multislice Scanning
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
3.1.4.3. Chụp khối 3Di
Khi ghi nhận hình ảnh của những bộ phận rất nhỏ hoặc cần chụp với lớp cắt rất mỏng , ảnh MRI 2D thường quy không thể đáp ứng được yêu cầu do SNR đạt được rất nhỏ. Phương pháp chụp khối 3D lúc này là một lựa chọn tốt để đáp ứng yêu cầu trên. Trong phương pháp này, xung RF không chỉ kích thích một lớp cắt mà là một khối mô nào đó. Cách này có ưu điểm là duy trì được SNR đủ lớn để có thể tái tạo ảnh trên những lớp cắt rất mỏng.
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. Số lớp cắt thu được phụ thuộc vào số bước mã hóa pha của
gradient mã hóa pha theo chiều thứ 3 này. Thời gian chụp khối 3D dài hơn thông thường và được tính bởi công thức:
Ví dụ trong chụp ảnh T1:
Phương pháp này thường không sử dụng với chuỗi xung SE vì thời gian chụp quá dài do TR dàiii. Có thể xem ví dụ sau để thấy sự khác biệt:
i 3D Scanning
ii Xem bảng 4.2
Hình 3.17
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Ta cũng cần phải lưu ý rằng chụp 3D không có nghĩa là ta sẽ quan sát được hình ảnh bề mặt của vật thể chụp, hay có một góc nhìn 3 chiều đối với vật thể đó. Dữ liệu như thế cần phải qua nhiều bước sử lý mới có được. (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
Bảng 3.1
Thuận lợi Khó khăn
Voxel hình lập phương
Dễ dàng xây dựng ảnh với rFOV Tái tạo ảnh ở những phương khác nhau Lớp cắt rất mỏng
Thời gian chụp dài
Quá trình xử lý dữ liệu dài
3.2. Các phƣơng pháp nâng cao2,4,11
3.2.1. Không gian k
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 (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
-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 (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
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, …