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 (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
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 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.
Trong chụp ảnh MRI, có rất nhiều yếu tố ảnh hưởng đến cường độ tín hiệu cộng hưởng thu được, do đó các yếu tố trên cũng ảnh hưởng đến độ tương phản. Điều này làm cho cơ chế hình thành độ tương phản của ảnh MRI khá phức tạp so với các phương pháp ghi nhận hình ảnh khác.
Hình 4.7
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.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Hình 4.8
4.2.3. Độ tƣơng phản trong phƣơng pháp SE13 (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
Trong phương pháp SE, độ tương phản có thể được điều chỉnh bởi TR và TE. Đối với thời gian lặp xung TR, ta có thể đạt được độ tương phản tốt nhất dựa vào đường đặc trưng T1 của mô. Ví dụ với đường đặc trưng T1 của
nhu mô và dịch não tủy (lúc TE ngắn - cỡ 20ms). Khi TR ngắn, sự chênh lệch giữa cường độ vector từ hóa dọc của nhu mô và dịch não tủy (CSF) là lớn nhất, tại đó ta đạt được độ tương phản lớn nhất, tạo ảnh T1i. TR càng lớn thì sự khác biệt trên càng nhỏ
i Còn gọi là T1-Weighted Image
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM và độ tương phản giữa hai mô càng giảm dần và chỉ còn phụ thuộc vào mật độ proton của mô, do đó ta có được ảnh PDi.
Các hình ảnh sau cho thấy ảnh hưởng của TR lên độ tương phản (TE ngắn). Với TR tăng dần, ảnh T1 dần chuyển sang ảnh PD.
Hình 4.10
Hình minh họa 4.11 cho thấy ảnh hưởng của TE lên độ tương phản. Với TR dài, độ tương phản lúc này chỉ phụ thuộc vào đường đặc trưng T2 của mô. Ví dụ với đường đặc trưng T2 của mô và dịch não tủy. Khi TE nhỏ, sự chênh lệch về cường độ tín hiệu do các vector từ hóa ngang gây ra là không đáng kể, do đó độ tương phản chủ yếu dựa vào mật độ proton, cho ta ảnh PD. Khi TE dài, sự chênh lệch là khá rõ ràng, lúc đó ta có ảnh T2ii.
i PD: Proton Density
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Hình 4.11
Các hình ảnh sau cho thấy ảnh hưởng của TE lên độ tương phản (TR dài). Với TE tăng dần, ảnh PD dần chuyển sang ảnh T2.
Hình 4.12
Nếu ta chọn TR ngắn như hình 4.13, độ tương phản vẫn phụ thuộc vào T1 khi kết hợp với TE ngắn. Khi đó cường độ vector từ hóa dọc có sự khác nhau giữa các mô khác nhau, còn cường độ vector từ hóa ngang vẫn chưa có sự tách biệt rõ ràng, từ đó ta có ảnh T1. Tuy nhiên khi TE tăng lên đến điểm giao của hai đường đặc trưng T2 thì độ tương phản hoàn toàn phụ thuộc vào T1. TE càng tăng hơn nữa, ảnh hưởng của T2 lên độ tương phản càng thể hiện rõ, từ đó ta có ảnh hỗn hợp.
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
Hình 4.13
Các hình ảnh sau cho thấy ảnh hưởng của TR ngắn và TE lên độ tương phản Với TE tăng dần, ảnh T1 dần chuyển sang ảnh hỗn hợp.
Hình 4.14
Tùy thuộc vào yêu cầu thực tế mà ta có sự lựa chọn các thông số TR và TE sao cho hợp lý. Sự kết hợp giữa TR và TE được tóm tắt trong bảng sau đây.
Bảng 4.2 TE ngắn(15 – 30 ms) TE dài (100 – 200 ms) TR ngắn (200 – 500 ms) Ảnh T1 Ảnh hỗn hợp TR dài (2000 – 3000 ms) Ảnh PD Ảnh T2
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
4.2.4. Độ tƣơng phản trong phƣơng pháp Inversion Recovery (IR)
Trong phương pháp IR, bằng cách điều chỉnh TR, TE, TI mà ta có độ tương phản khác nhau. Với TI khoảng 300ms, TR khoảng 2000ms, các mô có T1 ngắn sẽ hồi phục hầu như toàn bộ vector từ hóa dọc của nó và có giá trị dương, các mô có T2 dài sẽ hồi phục một phần vector từ hóa dọc và đôi khi vẫn còn giá trị âm.
Phương pháp IR có hai chế độ hiển thị ảnh là Real và
Modulus. Real là chế độ hiển thị ảnh với thang xám từ đen đến trắng tương ứng cường độ tín hiệu có giá trị từ âm đến dương, nền luôn luôn xám.
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. Ở chế độ này, nền luôn đen (cường độ bằng 0).
Hình 4.16 – Chế độ hiển thị ảnh REAL
Hình 4.17 – Chế độ hiển thị ảnh MODULUS Hình 4.15
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
SVTH: LÊ MINH HÒA 68 GVHD: KS. PHAN NHẬT ĐÁN
Cơ chế tạo ảnh STIR: (adsbygoogle = window.adsbygoogle || []).push({});
Mục đích của ảnh STIR là loại bỏ tín hiệu của mô mỡ. Chất béo (mỡ) là mô có T1 ngắn. Do đó ta chọn TI tại thời điểm đường đặc trưng T1 của mô mỡ giao với trục thời gian. Tại đó Mz = 0. Thông thường TI được chọn vào khoảng 0.6 T1 (120 – 150ms), TR chọn
khoảng 2000ms. Ảnh STIR được hiển thị theo chế độ Modulus.
Cơ chế tạo ảnh FLAIR: Kĩ thuật FLAIR thường được dùng để loại bỏ tín hiệu của dịch não tủy. Các mô chứa dịch não tủy có T1 rất dài. Do đó TI được chọn trong kĩ thuật này khá dài, vào khoảng 2000ms, TR khoảng 6000 – 9000ms. Ảnh
FLAIR là ảnh T2 và được hiển thị theo chế độ Modulus. Ảnh T2 tạo bằng kĩ thuật FLAIR có dịch não tủy màu đen, khác với các ảnh T2 khác có dịch não tủy màu trắng.
4.2.5. Độ tƣơng phản trong phƣơng pháp Gradient Echo (GRE)
Trong phương pháp Gradient Echo, bằng cách hiệu chỉnh các thông số
TR, TE và góc lật α mà độ tương phản lại thể hiện ở những mức độ khác nhau.
Góc lật α ảnh hưởng đến độ hồi phục của vector từ hóa dọc, vì vậy cũng ảnh hưởng đến độ tương phản T1.
Hình 4.19 Hình 4.18
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM Với TE ngắn và góc lật α tăng dần, độ tương phản cũng thay đổi tương ứng. Kết quả là ảnh PD dần chuyển sang ảnh T1 (dịch não tủy từ trắng dần chuyển sang đen – đặc trưng của ảnh T1)
Hình 4.21
Nếu ta giữ nguyên góc α bé (vốn là đặc trưng của phương pháp GE) và tăng dần TE thì ảnh PD sẽ dần chuyển sang ảnh T2*. Ảnh T2* trong trường hợp này có chất lượng không cao nên ít được sử dụng trong thực tế.
Hình 4.22
Sự phối hợp giữa TE và góc lật α được mô tả trong bảng sau. Với TE dài và α nhỏ, độ tương phản phụ thuộc vào đường đặc trưng T2*, tạo thành ảnh T2*, khi đó TR phải dài (khoảng 200 – 400 ms). Ảnh PD là sự kết hợp giữa TE ngắn, α nhỏ và TR dài.
Bảng 4.3 TE ngắn(8 – 15 ms) TE dài(30 – 60 ms) Góc lật α nhỏ (50 – 200) Ảnh PD Ảnh T2* Góc lật α lớn (450 – 900) Ảnh T1
LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP. HCM
4.3. Tỉ số tín hiệu trên nhiễu (SNRi) 4.3.1. Giới thiệu 4.3.1. Giới thiệu
Một ảnh MRI không chỉ có tín hiệu từ những vùng cần thăm khám mà còn có cả nhiễu không mong muốn từ nhiều nguồn khác nhau. Tác nhân nhiễu làm cho ảnh MRI bị mờ, gợn sóng, có xảo ảnh, giảm độ tương phản, … làm cho việc phân biệt các mô cần quan tâm bị hạn chế rất nhiều hoặc không thể quan sát được những chi tiết nhỏ.
Vậy nhiễu có nguồn gốc từ đâu? Không như tín hiệu MRI hữu ích chỉ xuất phát từ lớp cắt được chọn, nhiễu có thể từ vùng không gian giới hạn bởi cuộn RF hoặc từ bản thân cuộn RF do có điện trở. Mục tiêu trong thu nhận tín hiệu cộng hưởng từ là phải làm sao đạt được SNR càng lớn càng tốt. Điều đó đồng nghĩa với việc tăng cường độ tín hiệu hữu ích và giảm tối đa tín hiệu nhiễu.
Hình 4.23
Về cơ bản, cường độ tín hiệu của một pixel tỉ lệ thuận với số vector spin được kích thích trong một vi thể tích tương ứng. Vì thế SNR tỉ lệ thuận với kích thước voxel. Mặt khác, tín hiệu hữu ích tăng tỉ lệ thuận với số lần đo, còn tín hiệu nhiễu thì lại tỉ lệ thuận với căn bậc hai của số lần đo (do nhiễu là ngẫu nhiên và có thể bị triệt