Đề tài MRI và các phương pháp tạo ảnh

mã hóa pha có thể được dùng sau xung 1800, tuy nhiên nếu chúng ta muốn giảm thiểu thời gian TE thì xung nên được đưa vào giữa 2 xung RF 900 và 1800. Gradient mã hóa tần số được đưa vào sau xung 1800 trong khoảng thời gian mà xung dội được thu nhận. Tín hiệu được ghi lại là xung dội. FID – là tín hiệu xuất hiện sau mỗi xung 900 – thì không được sử dụng (Không thể hiện trên hình). Một gradient nữa được đưa vào giữa các xung 900 và 1800. Gradient này nằm cùng hướng với gradient mã hóa tần số. Nó làm lệch pha các spin sao cho các spin này hồi pha (rephase) tới tâm của tín hiệu dội. Gradient này có tác dụng chuẩn bị cho tín hiệu ở rìa của khoảng k (k-space) khi bắt đầu quá trình thu nhận tín hiệu dội. Toàn bộ chuỗi sẽ được lặp lại cứ sau TR giây cho đến khi tất cả các bước mã hóa pha được ghi lại. 5.2.3. Chuỗi xung hồi phục ngược. Một chuỗi xung hồi phục ngược cũng có thể được sử dụng để ghi lại tín hiệu NMR. Trong chuỗi xung này,ta sẽ đưa vào một xung 180o trước. Nó sẽ quay Mz xuống phía trục -Z. Mz sẽ hồi phục ngang (spin-lattice) và quay trở về vị trí cần bằng của nó dọc theo hướng +Z. Trước khi nó quay trở về vị trí cân bằng ta tiếp tục đưa vào một xung 90o để làm quay ML(từ hoá dọc) trong mặt phẳng XY. Trong ví dụ này, xung 90o được đưa vào ngắn hơn sau xung 180o. Độ từ hoá xuất hiện trong mặt phẳng XY, nó quay xung quanh trục Z lệch pha và tạo ra một tín hiệu FID. Tín hiệu là một hàm của TI (thời gian hồi phục ngược), khi chuỗi xung không được lặp lại là: (5.3) Thời điểm đi ngang qua gốc 0 của tín hiệu này là TI = T1ln2 Hình 5.5: Chuỗi xung phục hồi nghịch đảo Khi một chuỗi xung hồi phục ngược được lặp lại trong khoảng thời gian TR(s), đối với các mục đích tạo ảnh hoặc trung bình hoá tín hiệu, biểu thức toán học của tín hiệu trở thành: (5.4) 5.3. CÁC PHƯƠNG PHÁP TẠO ẢNH Có một số phương thức tạo ảnh khác nhau để tạo ảnh MR. Sự khác nhau giữa các phương thức tạo ảnh này là chuỗi các xung RF và các gradient được dùng trong quá trình thu nhận. Do vậy các phương thức khác nhau thường nhằm nói tới các dãy xung khác nhau (hình 5.6) Hình 5.6: Mối liên hệ chung giữa các chế độ tạo ảnh Sự lựa chọn phương thức tạo ảnh cụ thể và các thông số dựa trên yêu cầu về độ nhạy tương phản và tốc độ thu nhận. Tuy nhiên các đặc tính khác như tín hiệu trên nhiễu (S/N) và độ nhạy với các ảnh giả có thể làm thay đổi phương thức này sang phương thức khác. Dưới đây là các khái niệm cơ bản chỉ ra các hệ số tạo ảnh cụ thể cần được điều chỉnh để tạo ra các đặc tính ảnh mong muốn. Một đặc tính chung cho tất cả các phương thức tạo ảnh là có hai pha khác nhau cho quá trình thu nhận ảnh trong một chu kỳ ảnh (hình 5.6). Một pha đi cùng với nhiễm từ dọc và pha kia đi cùng với nhiễm từ ngang. Tương phản mật độ proton T1 dùng trong pha nhiễm từ dọc và tương phản T2 dùng trong pha nhiễm từ ngang. Tương phản xuất hiện trong ảnh được xác định bằng độ dài hai pha và chuyển tương phản từ pha dãn ngang sang pha dãn dọc 5.3.1 Tạo ảnh cắt lớp bằng biến đổi Fourier Một trong những cách tốt nhất để tìm hiểu một quy trình tạo ảnh mới là kiểm tra lược đồ thời gian cho quy trình đó. Lược đồ thời gian cho một quy trình tạo ảnh có những thành phần: tần số radio, gradient từ trường và tín hiệu theo thời gian. Quá trình tạo ảnh FT đơn giản nhất bao gồm 1 xung chọn lớp cắt 90o, 1 xung gradient lựa chọn lớp cắt, 1 xung gradient mã hoá pha, 1 xung gradient mã hoá tần số và một tín hiệu. Xung với 3 gradient thể hiện biên độ và thời gian tồn tại của gradient từ trường. Bước đầu tiên trong quy trình này là phát một gradient lựa chọn lớp cắt, xung RF lựa chọn lớp cắt được đưa vào cùng một lúc. Mỗi khi kết thúc một xung RF, gradient lựa chọn lớp cắt thì một gradient mã hoá pha được bật lên. Và mỗi khi xung gradient mã hoá pha tắt đi thì một xung gradient mã hoá tần số được bật lên và một tín hiệu sẽ được ghi lại. Tín hiệu này sẽ ở dạng FID. Quá trình điều khiển xung này sẽ được lặp lại từ 128 hoặc 256 lần để thu được các dữ liệu cần thiết để tạo ảnh. Thời gian giữa những lần lặp lại quy trình này được gọi là thời gian lặp, TR. Tại mỗi thời điểm quy trình này lặp lại, biên độ của gradient mã hoá pha sẽ được thay đổi. Biên độ được thay đổi ở những bước bằng nhau giữa giá trị Amax và Amin của gradient. Gradient lựa chọn lớp cắt luôn được đưa vào trực giao với mặt phẳng cắt. Gradient mã hoá pha được đưa vào dọc theo một phía của mặt phẳng ảnh. Gradient mã hoá tần số sẽ được đưa vào cạnh còn lại của mặt phẳng ảnh. Ta có thể xác định vị trí của chúng thông qua bảng 5.1sau: Bảng 5.1: Phân chia các gradient lựa chọn lớp cắt, mã hoá pha và tần số theo các trục và mặt phẳng toạ độ. Mặt phẳng cắt Gradient Cắt Pha Tần số XY Z X hoặc Y Y hoặc X XZ Y X hoặc Z Z hoặc X YZ X Y hoặc Z Z hoặc Y Bây giờ chúng ta sẽ kiểm tra quy trình từ góc nhìn xa hơn, của các vector spin. Hãy tưởng tượng có một thể tích spin đặt trong một từ trường. Thể tích được hình thành từ một số đơn vị thể tích thành phần, mà mỗi thể tích nhỏ này có một vector độ từ hoá riêng của mình. Giả sử chúng ta muốn tạo ảnh một lớp cắt trong mặt phẳng XY. Từ trường B0 nằm dọc theo trục Z, gradient lựa chọn lớp cắt đưa vào dọc theo trục Z. Xung RF sẽ làm quay các gói spin bên trong thể tích thoả mãn điều kiện cộng hưởng. Những gói spin này được đặt trong một mặt phẳng, trong ví dụ này là mặt phẳng XY.Vị trí của mặt phẳng dọc theo trục Z so với tâm được cho bởi: (5.1) ở đó : Dn = n - no: chênh lệch tần số GS: biên độ của gradient lựa chọn lớp cắt g : Hệ số hồi chuyển từ. Các spin nằm phía trên và phía dưới mặt phẳng này không bị ảnh hưởng của xung RF. Vì thế chúng sẽ được bỏ qua đối với các mục đích trong phần giới thiệu này. Để đơn giản và dễ hiểu, chúng ta sẽ đưa ra một tổ hợp 3x3 vector độ từ hoá mạng lưới. Sự phân bố spin được chỉ ra trong hình vẽ 5.8 Hình 5.7: Gradient lựa chọn lớp cắt Mỗi khi quay tới mặt phẳng XY, những vector này sẽ chuyển động ở tần số Larmor do tác động của mỗi từ trường đang hoạt động. Nếu từ trường là đồng dạng, tốc độ chuyển động của cả 9 phần tử sẽ như nhau. Trong quá trình tạo ảnh, một gradient mã hoá pha được đưa vào sau gradient lựa chọn lớp cắt. Giả sử nó được đưa vào dọc theo trục x, các spin ở các vị trí khác nhau dọc theo trục x bắt đầu chuyển động ở những tần số Larmor khác nhau. Và khi gradient mã hoá pha tắt đi thì vector độ từ hoá mạng lưới sẽ chuyển động ở cùng vận tốc, nhưng có pha khác nhau. Pha được xác định bởi thời gian tồn tại và biên độ của xung gradient mã hoá pha. Hình 5.8: Sự thay đổi hướng của các spin khi tác động các gradient Khi gradient mã hoá pha bị tắt đi, một xung gradient mã hoá tần số nằm trong hướng -Y. Gradient mã hoá tần số là nguyên nhân làm cho các gói spin chuyển động ở các tốc độ phụ thuộc vào vị trí trên phương Y của chúng. Lưu ý rằng, giờ đây mỗi vector từ hoá mạng lưới trong 9 vector kia đặc trưng bởi một góc pha và tần số chuyển động duy nhất. Nếu chúng ta có một phương pháp nào đó để xác định pha và tần số của tín hiệu từ một vector từ hoá mạng lưới, ta có thể tìm ra vị trí của nó trong số 9 thành phần thể tích kia. Biến đổi Fourie đơn giản có thể thực hiện công việc này đối với một vector từ hoá mạng nằm đâu đó bên trong thể tích 3x3. Ví dụ, nếu một vector nằm ở vị trí (X,Y) = (2,2), thì FID của nó có thể chứa một sóng sin có tần số 2 và pha 2. Biến đổi Fourie của thành phần này có thể thu được một đỉnh ở tần số 2 và pha 2. Nhưng biến đổi Fourie một chiều lại không thực hiện được điều này khi có nhiều hơn một vector nằm trong ma trận 3x3 nằm ở vị trí, hướng mã hoá pha khác. Do đó cần phải có một bước gradient mã hoá pha đối với mỗi vị trí trong hướng của gradient mã hoá pha. Vì thế nếu có 3 vị trí trên hướng mã hoá pha, chúng ta sẽ cần đến 256 biên độ khác nhau của gradient mã hoá pha và sẽ thu được 256 FID khác nhau. 5.3.2 Tạo ảnh gradient ghi nhớ xung dội (Gradient recall echo): Các chuỗi tạo ảnh được đề cập từ trước tới nay có một điểm bất lợi cơ bản. Đối với tín hiệu cực đại, chúng đều đòi hỏi thành phần từ ngang phải hồi phục trở về trạng thái cân bằng dọc theo trục Z trước khi chuỗi được lặp lại. Khi thời gian T1 là dài thì điều này có thể làm kéo dài đáng kể chuỗi tạo ảnh. Nếu từ tính không được hồi phục đầy đủ về trạng thái cân bằng thì tín hiệu sẽ nhỏ hơn là khi nó được hồi phục đầy đủ (hình a). Nếu từ tính bị quay một góc θ nhỏ hơn 900 thì thành phần Mz của nó sẽ hồi phục về trạng thái cân bằng nhanh hơn rất nhiều nhưng sẽ có ít tín hiệu hơn bởi vì tín hiệu tỉ lệ với sinθ (hình b). Tức là chúng ta phải điều chỉnh cân bằng giữa tín hiệu và thời gian tạo ảnh. Trong một số trường hợp người ta có thể thu nhiều ảnh và tính trung bình để bù cho phần tín hiệu bị mất. Hình 5.9: Thành phần từ hóa tổng M a) Góc lật bằng 90 độ b) Góc lật nhỏ hơn 90 độ Chuỗi tạo ảnh gradient ghi nhớ xung dội là ứng dụng của những nguyên tắc này. Đây là biểu đồ thời gian của nó Hình 5.10: chuỗi xung gradient echo Có hai khác biệt lớn nhất giữa hai phương pháp Gradient echo và phương pháp spin echo, đó là: Sử dụng xung kích thích với góc lật nhỏ hơn 90° Không sử dụng xung 1800 Góc lật nhỏ hơn 900 (partial flip angle) làm giảm thành phần từ hóa trên mặt phẳng ngang. Do đó nếu sử dụng xung kích hoạt góc nhỏ thì thời gian hồi phục của từ hóa dọc ngắn hơn, do đó ta có thể sử dụng thời gian TR/TE ngắn hơn, và cuối cùng là làm giảm thời gian quét. Lợi ích của việc sử dụng xung kích thích góc nhỏ là thời gian chụp ngắn, có những tương phản mới giữa các mô và tín hiệu MR mạnh hơn khi sử dụng TR ngắn. Trong chuỗi tạo ảnh gradient ghi nhớ xung dội, một xung RF lựa chọn lát cắt được đưa vào vật thể cần tạo ảnh. Xung RF này sẽ tạo ra một góc quay trong khoảng 100-900. Một gradient lựa chọn lát cắt được đưa vào cùng với xung RF. Tiếp theo một gradient mã hóa pha được đưa vào. Gradient mã hóa pha biến đổi trong khoảng Gm và -Gm trong 128 hoặc 256 bước cũng giống như tất cả các chuỗi khác. Một gradient mã hóa tần số lệch pha (dephasing gradient) được đưa vào cùng lúc với gradient mã hóa pha để làm cho các spin đồng pha ở tâm của thời kỳ thu nhận. Gradient này ngược dấu so với gradient mã hóa tần số được bật lên trong lúc thu nhận tín hiệu. Một xung dội được tạo ra khi một gradient mã hóa tần số được bật lên bởi vì gradient này tái hội tụ sự lệch pha nảy sinh từ gradient di pha. Thời gian tín hiệu dội (TE) được định nghĩa là thời gian từ lúc bắt đầu xung RF cho đến khi tín hiệu đạt giá trị cực đại. Chuỗi này được lặp lại cứ sau mỗi TR giây (chu kì lặp xung). Khoảng thời gian TR có thể chỉ ngắn cỡ hàng chục ms. Có thể sẽ có ích khi nhấn mạnh sự khác biệt giữa chuỗi dội gradient và chuỗi dội spin. Trong chuỗi xung dội gradient, một gradient được dùng thay cho một xung RF 1800 để hồi pha (rephase) các spin. Tạo ảnh với một chuỗi dội gradient về thực chất nhạy hơn với từ trường không đều do việc sử dụng gradient tái hội tụ. Việc sử dụng một góc quay nhỏ và một gradient để tái hội tụ các véctơ từ làm cho chuỗi này có một ưu điểm về thời gian (thời gian tạo ảnh ngắn). Vì thế nó được sử dụng rộng rãi cho chụp ảnh cộng hưởng từ nhanh bao gồm cả ảnh 3D. Tín hiệu trọng lượng (chính) trong phương pháp gradient echo dựa trên 3 thông số sau: TR TE Góc lật Độ tương phản trong phương pháp Gradient echo cơ bản là sự kết hợp giữa T1 và T2*: Nếu như chọn góc lật càng lớn, thì ảnh sẽ càng có trọng lượng T1. Nếu như thời gian thu tín hiệu TE càng ngắn, thì ảnh sẽ càng giảm trọng lượng T2*. Phương pháp Gradient echo là một phương pháp chụp ảnh nhanh, tuy nhiên nó có nhược điểm là: Thay vì cho ảnh trọng lượng T2, nó lại cho ảnh trọng lượng T2*. Dễ xuất hiện Artifact nhạy từ. 5.3.3 Phương pháp phục hồi đảo (Inversion Recovery) Chuỗi xung phục hồi nghịch đảo được sử dụng trước tiên để tạo ra ảnh rất có trọng lượng T1. Tuy nhiên hiện tại thì chúng được sử dụng chính để kết hợp với chuỗi xung FSE để tạo ra ảnh có trọng lượng T2. 5.3.3.1 Nguyên lý chuỗi xung: Phương pháp phục hồi nghịch đảo sử dụng một chuỗi xung tín hiệu dội spin mà bắt đầu chuỗi là xung nghịch đảo 1800 như trên hình vẽ. Xung này làm cho véctơ từ tổng nghịch đảo 1800. Chu kì lặp xung (TR) chính là khoảng thời gian giữa hai xung nghịch đảo liên tiếp. Khi kết thúc xung nghịch đảo đầu tiên, thì véc tơ từ giãn trở lại, và một xung 900 được đưa vào tại thời điểm TI (Inversion Time - thời gian hồi phục ngược) sau xung 1800 đầu tiên. Sau đó, một xung 1800 tiếp theo lại được đưa vào để giúp cho các spin hồi pha (rephase) trên mặt phẳng ngang, và tạo ra tín hiệu dội sau thời gian là TE (Echo Time) tính từ khi kết thúc xung 1800 đầu tiên. Hình 5.11: Chuỗi xung phục hồi nghịch đảo 5.3.3.2 Phương pháp hồi phục nghịch đảo nhanh (Fast IR) Phương pháp này là sự kết hợp giữa phương pháp chụp ảnh hồi phục nghịch đảo với phương pháp chụp tín hiệu dội spin nhanh (FSE-Fast Spin Echo). Ở chuỗi xung này, đầu tiên véctơ từ được lật 1800 bằng một xung nghịch đảo. Cũng giống như ở chuỗi xung hồi phục nghịch đảo thông thường, thời gian TR cũng là khoảng thời gian giữa hai xung nghịch đảo liên tiếp. Tại thời gian TI, một xung kích thích 900 được đưa vào. Tuy nhiên, sau xung này, thì người ta đưa nhiều xung hồi pha (rephase) 1800 liên tiếp để tạo được nhiều tín hiệu, tất nhiên các tín hiệu này được mã hóa pha với các gradient khác nhau. Ở phương pháp tạo ảnh hồi phục nghịch đảo nhanh này, thì sau mỗi chi kỳ lặp xung, nhiều dòng trong không gian K được điền một lúc, do đó mà thời gian quét được giảm đáng kể. Loại chuỗi xung này được sử dụng nhiều hơn là loại chuỗi xung thông thường bởi nếu dùng chuỗi xung nghịch đảo thông thường, chu kỳ lặp xung cần thiết phải đủ lớn để véc tơ từ tổng hồi phục dọc đầy đủ, thế nên thời gian quét rất dài. Phương pháp hồi phục nghịch đảo nhanh này cho phép rút ngắn đáng kể thời gian chụp. Các thông số trong phương pháp này tương tự như các thông số ở phương pháp hồi phục nghịch đảo thông thường, duy chỉ có hệ số ETL (Echo Train Length) hoặc số Turbo Factor thì cần phải lựa chọn. Nếu muốn có ảnh trọng lượng T1 thì hệ số này cần phải ngắn, và cần phải dài nếu như muốn có ảnh trọng lượng T2. Tín hiệu ở chuỗi xung này là một hàm phụ thuộc vào thời gian TI khi mà chuỗi xung không được lặp lại. S = k ( 1 - 2e-TI/T1 ) (5.2) Hình 5.12 Biên độ tín hiệu theo thời gian Để ý rằng khi TI=T1ln2 thì tín hiệu bằng không. Còn khi chuỗi xung hồi phục nghịch đảo được lặp lại sau mỗi chu kỳ xung, công thức tính tín hiệu như sau: S = k ( 1 - 2e-TI/T1 + e-TR/T1) . (5.3) Thuận lợi của việc sử dụng chuỗi hồi phục đảo là ở chỗ nó cho phép vô hiệu hóa tín hiệu từ một thành phần nhờ giá trị T1 của nó (tức là có thể triệt tiêu một thành phần tín hiệu khi chọn giá trị các thông số một cách thích hợp). Ta biết rằng cường độ tín hiệu bằng 0 khi TI = T1 ln2. Thời gian TI là thời gian mà từ hóa dọc của một mô được chọn nào đấy bằng không. Như vậy, thì khi có xung kích thích 900, từ hóa ngang của mô này cũng sẽ bằng 0, và do đó, tín hiệu phát ra từ loại mô này bị “triệt”. Thời gian TI để loại bỏ tín hiệu của một mô xác định phụ thuộc vào thời gian giãn T1 của mô đó. Ảnh hiển thị thường phản ánh từ hóa của tín hiệu, và như vậy thì những mô nào không có từ hóa sẽ thể hiện mày đen, và những mô nào có độ từ hóa khác 0 (có thể là âm hoặc dương) thì sẽ hiển thị với các mức xám tương ứng (từ đen tới trắng) Phương thức hồi phục ngược cho phép loại bỏ tín hiệu của các mô theo hằng số thời gian T1 của chúng bằng cách chọn thời gian ngược TI tương ứng. 5.3.3.3 Phương pháp STIR (Short Time Inversion Recovery) Như đã phân tích ở trên, chúng ta biết rằng mỡ có thời gian giãn T1 là tương đối ngắn. Vì thế, nó khôi phục nhiễm từ dọc nhanh hơn so với các mô khác sau xung ngược 1800. Quan trọng là nhiễm từ của mỡ trải qua mức 0 trước các mô khác. Nếu khoảng thời gian TI được chọn sao cho xung kích thích được đặt đúng tại lúc mà độ nhiễm từ dọc của các mô mỡ bằng không, thì mỡ sẽ không tạo ra tín hiệu. Thời gian giãn T1 của mỡ là ngắn, vì thế để triệt mỡ, người ta điều chỉnh cho TI nhỏ (khoảng 140ms), phương pháp triệt mỡ này được gọi là phương pháp khôi phục ngược thời gian ngắn. Hình 5.13: Đồ thị thời gian trong phương pháp STIR 5.3.3.4 Phương pháp FLAIR (Fluid Attenuated IR) Tương tự như vậy, để làm mất tín hiệu của chất lưu, người ta điều chỉnh TI dài ra, đó chính là phương pháp FLAIR (Fluid Attenuated Inversion Recovery - Phillips), hoặc Dark Fluid (Siemens), với TI để ở mức khoảng 2000ms. Hình 5.14: Đồ thị thời gian trong phương pháp FLAIR FLAIR thường được sử dụng để loại bỏ tín hiệu của dịch não tủy (CSF). Ứng dụng Phương pháp hồi phục nghịch đảo được sử dụng chủ yếu để chụp ảnh hệ thống thần kinh trung tâm (CNS-Center Nervous System) (ảnh trọng lượng T1 và phương pháp triệt chất lưu FLAIR) và hệ thống cơ xương (phương pháp triệt mỡ STIR). Phương pháp triệt chất lưu FLAIR làm hiện rõ hơn những thương tổn vùng não thất và thương tổn ở cổ, ngực. Chuỗi xung STIR được mệnh danh là chuỗi xung “tìm và diệt” (search and destroy) khi nó được sử dụng để chụp hệ thống cơ xương do nó triệt được mỡ và làm cho thương tổn ở xương hiện lên được rõ ràng. Ưu điểm: Có nhiều ứng dụng, linh hoạt. Chất lượng ảnh tốt. Ảnh có giá trị trong chẩn đoán Nhược điểm: Thời gian quét vẫn còn dài (do sử dụng chuỗi xung tín hiệu dội spin). 5.4. Phương pháp sử dụng tín hiệu dội spin (Spin Echo): Tín hiệu dội spin là tên của quá trình dùng một xung RF để tạo tín hiệu dội. Nó cũng là tên của phương thức tạo ảnh sử dụng quá trình xử lý tín hiệu dội spin. Sự suy giảm nhiễm từ ngang (dãn) xảy ra do sự lệch pha giữa các hạt nhân như đã nói trong phần trên. Hai nguyên nhân làm lệch pha hạt nhân là do tương tác spin-spin và do tính không đồng nhất rất nhỏ của từ trường và làm cho mô không tuân theo các đặc tính dãn thực tế của nó. Một tín hiệu RF được tạo ra khi có sự nhiễm từ ngang. Ngay sau xung kích thích, tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do (FID) được tạo ra. Tín hiệu FID không được dùng trong phương thức tín hiệu dội spin. Nó được dùng trong phương thức tạo ảnh tín hiệu dội gradient. Trong nhiều quá trình tạo ảnh, tín hiệu dội spin được dùng để bù cho lệch pha và dãn nhanh gây ra bởi sự không đồng nhất của từ trường. Nếu một xung 1800 được đặt lên mô, nó lật các proton quay đi một góc 1800 trong mặt phẳng ngang và đảo hướng quay của chúng. Điều này khiến cho các proton nhanh định vị đằng sau các proton chậm. Khi các proton nhanh hơn bắt đầu bắt kịp với các proton chậm, chúng sẽ trở lại trạng thái sắp xếp thông thường hay trở lại đồng pha. Đến lượt nó lại làm cho sự nhiễm từ ngang xuất hiện và hình thành nên tín hiệu dội. Tuy nhiên, sự nhiễm từ không tăng lên tới giá trị khởi đầu do lệch pha tạo bởi mô không thể đảo ngược. Sự hồi pha proton khiến cho sự nhiễm từ được hình thành ở một mức được xác định bằng các đặc trưng T2 của mô. Khi sự nhiễm từ đạt tới giá trị cực đại, các proton bắt đầu lại chuyển động lệch pha, và sự nhiễm từ ngang mất đi. Một xung 1800 khác có thể được dùng để tạo ra sự hồi phục khác. Trong thực tế, đó là cách làm đối với tạo ảnh đa tín hiệu dội. Cường độ tín hiệu tỷ lệ với mức nhiễm từ ngang như miêu tả bởi độ dãn mô T2. Trong phần lớn các quá trình tạo ảnh, cường độ tín hiệu dội xác định độ sáng của pixel ảnh tương ứng. Thời gian giữa kích thích khởi đầu và tín hiệu dội TE được điều khiển bằng cách điều chỉnh khoảng thời gian giữa các xung 900 và 1800. 5.5. Phương pháp sử dụng tín hiệu dội gradient Người ta có khả năng tạo ra một tín hiệu dội trong FID bằng cách đặt một gradient từ trường lên mô. Nó cũng dẫn tới kết quả là một tín hiệu RF được phát ra từ mô. Có nhiều phương thức tạo ảnh dùng tín hiệu dội gradient hơn là tín hiệu dội spin để tạo ra tín hiệu RF. Hình 5.15: Quá trình tạo ra tín hiệu dội Như ta đã thấy sự dãn nhiễm từ ngang là kết quả của sự lệch pha proton. Với kỹ thuật tín hiệu dội spin chúng ta dùng xung RF để hồi pha proton sau khi chúng bị lệch pha do sự không đồng nhất từ trường nội tại trong voxel mô. Kỹ thuật tín hiệu dội khác ở chỗ các proton đầu tiên bị lệch pha bằng cách bật gradient và sau đó hồi pha bằng cách đảo hướng gradient như hình 5.15. Một tín hiệu dội gradient chỉ có thể được tạo ra khi có mặt sự nhiễm từ ngang. Nó có thể nằm trong quá trình suy giảm cảm ứng tự do (FID) hoặc trong quá trình xuất hiện tín hiệu dội spin. Sự nhiễm từ ngang tạo ra bằng xung kích thích. Nó bắt đầu suy giảm ngay lập tức do sự không đồng nhất của từ trường trong mỗi voxel. Tốc độ suy giảm liên quan tới giá trị T2*. Một thời gian ngắn sau xung kích thích người ta đặt một gradient, nó sẽ tạo ra sự lệch pha rất nhanh và giảm sự nhiễm từ ngang. Điều này xảy ra do gradient là một từ trường không đồng nhất. Bước tiếp theo là nhằm đảo hướng gradient đã đặt. Mặc dù vậy nó vẫn không đồng nhất trong từ trường và nằm theo hướng ngược lại, sau đó làm cho các proton hồi pha và tạo tín hiệu dội. Khi các proton hồi pha sự nhiễm từ ngang sẽ xuất hiện lại và tăng tới giá trị được xác định bằng quá trình FID. Tín hiệu dội gradient tạo ra đỉnh rõ ràng trong nhiễm từ ngang và điều này lại tạo ra tín hiệu RF riêng biệt. Thời gian để có tín hiệu dội (TE) được xác định bằng cách điều chỉnh khoảng thời gian giữa xung kích thích và các gradient tạo ra tín hiệu dội. Các giá trị TE cho tín hiệu dội gradient thường nhỏ hơn so với TE cho tín hiệu dội spin, đặc 5.6. Tạo ảnh Fourie và dội lại mặt phẳng (EPI) Bộ dò cầu phương của tín hiệu FID có nghĩa là pha cũng như tần số của tín hiệu có thể được thu lại. Sẽ được sử dụng trong các kỹ thuật Fourie được miêu tả ở phần này. Phương pháp "làm lệch" spin - thường được gọi là biến đổi Fourie 2 chiều (2DFT), được miêu tả bởi Edelstein, là sự phát triển từ kỹ thuật ban đầu của tạo ảnh Fourie đưa ra bởi Kumar Welti và Ernst. Tiến trình tạo ảnh Fourie có thể được chia thành 3 giai đoạn đặc trưng bao gồm: lựa chọn lớp cắt; mã hóa pha và đọc dữ liệu. Lược đồ xung thực hiện quá trình này được chỉ ra trên hình II.5.6. Các lược đồ này thông thường được dùng để miêu tả khả năng thực hiện của một quá trình cộng hưởng từ cụ thể và cho thấy dạng sóng của tín hiệu gửi tới 3 cuộn gradient trực giao và cuộn RF. Hình 5.16: Lược đồ xung cho kỹ thuật tạo ảnh Fourie Bằng cách kích thích các spin nằm trên một mặt phẳng, một gradient được đưa vào dọc theo trục y. Nó sẽ làm các spin chuyển động tiến động ở một tần số xác định bởi tọa độ y của chúng, và được gọi là mã hóa pha. Tiếp theo một gradient được đưa vào dọc theo trục x và FID sẽ được thu lại. Các thành phần tần số của FID sẽ cho ta biết thông tin của tọa độ x và các giá trị pha cho ta thông tin về tọa độ y. Cụ thể hơn, nếu một gradient có độ lớn Gy được đưa vào trong một thời gian ty trong quá trình mã hóa pha, và sau đó một gradient Gx được đưa vào trong suốt khoảng thời gian tx, tín hiệu thu được ở dạng FID cho bởi biểu thức: (5.4) Bằng cách viết: kx = g.Gx.tx và ky = g.Gy.ty, biểu thức 5.4 trở thành: (5.5) Vì vậy, mỗi bước đơn tương đương với một đường lấy mẫu trong hướng kx của không gian k, để trải ra toàn bộ không gian k, ta cần phải lặp lại quá trình này với mỗi khoảng thời gian mã hóa pha dài hơn một chút. Hình 5.17 Lấy mẫu không gian k trong tạo ảnh Fourie Thu lại dữ liệu đối với tất cả các giá trị của kx và ky, qua một biến đổi Fourie 2 chiều ta sẽ tìm được hàm mật độ spin: (5.6) Hình 5.18 miêu tả sự thay đổi của độ từ hóa dưới tác dụng của 2 gradient. Hình 5.18:Tạo ảnh theo phương pháp biến đổi Fourie 2 chiều Một trở ngại lớn của kỹ thuật này là thời gian giữa các lần kích thích spin, và ghi lại sự thay đổi của FID thông qua thí nghiệm. Điều này có nghĩa là các đường thẳng khác nhau trong hướng ky sẽ có thêm sự khác biệt từ sự duy giảm của độ từ hóa T*2. Điều này được khắc phục trong tạo ảnh "làm lệch spin" bằng cách giữ chiều dài của gradient y không đổi đối với mỗi lần thu và thay đổi ky bằng cách thay đổi độ lớn của gradient. Lược đồ xung cho kỹ thuật này được chỉ ra ở hình 5.19 Hình 5.19: Lược đồ xung cho kỹ thuật làm lệch spin Chúng ta luôn mong muốn có tối đa tín hiệu có thể đối với mỗi tín hiệu FID, và cần có một số lượng độ từ hóa ngang khả dụng ngay sau mỗi xung RF đồng đều đối với mỗi đường thẳng. Đây có thể là một vấn đề khi sự phục hồi của độ từ hóa dọc bị phụ thuộc vào sự phục hồi ngang (spin - lattice), và giá trị T1 trong tạo ảnh y sinh thường trong khoảng vài giây. Thời gian giữa 2 lần kích thích spin liên tiếp, thường được gọi là TR, tương tự thông qua thu nhận hình ảnh sẽ giữ các độ từ hóa ngang như nhau đối với mỗi FID, với điều kiện là một số mẫu ban đầu được loại bỏ để giúp hệ thống chuyển sang trạng thái ổn định. Tuy nhiên, nếu chờ độ từ hóa để phục hồi hoàn toàn, để đạt được điều này sẽ mất rất nhiều thời gian và vì vậy thông thường cần phải có giá trị TR nhỏ hơn T1. Để thu được tín hiệu một cách tối đa đối với các giá trị TR nhỏ, có thể sử dụng góc lật nhỏ hơn 900. Độ từ hóa ngang khả dụng sau một xung này thường nhỏ hơn so với một xung 900, nhưng lại có số lượng độ từ hóa dọc khả dụng nhiều hơn. Để tối ưu hóa góc lật q, đối với một giá trị TR cụ thể, trước tiên chúng ta giả sử rằng trạng thái ổn định đã đạt được, điều đó có nghĩa là: Mz(0) = Mz(TR) = M' Khi đó, độ từ hóa bị lật đi bởi một xung góc q, và độ từ hóa theo phương z bây giờ trở thành: Mz(0') = M'.cosq (5.7) Sự phục hồi của độ từ hóa bị chi phối qua biểu thức: (5.8) Có thể tính tích phân biểu thức ở trên để tìm ra M': (5.9) Độ từ hóa ngang sau tác động xung, mà chúng ta mong muốn đạt giá trị cực đại, cho bởi: (5.10) có giá trị cực đại khi: (5.11) Góc mà ở đó đạt được giá trị cực đại của My, được biết đến như là góc Ernst. Số lượng tín hiệu khả dụng phụ thuộc nhiều vào thời gian lặp lại TR. Ví dụ, nếu một mẫu có T1 là 1s thì ở TR = 4s, M' = 0.98.M0, tuy nhiên, nếu TR giảm xuống còn 0.5s thì lúc đó: M' = 0.62M0. Nếu muốn tạo ảnh một thể tích 3D, thì ta có thể thu nhiều hơn các lớp cắt mà không phải hy sinh gì về thời gian. Điều này có được là bởi ta có thể kích thích một lớp cắt tách biệt, và thu lại một đường của không gian k, trong khi chờ cho độ từ hóa dọc của lớp trước đó phục hồi. Kỹ thuật này được gọi là "đa lớp cắt". Phương thức thực hiện thường dùng của kỹ thuật "làm lệch spin", FLASH (Fast Low - Angle SHort Imaging) sử dụng các góc lật rất nhỏ (~50 để chạy ở tốc độ lặp lại nhanh, thu lại một bức ảnh hoàn chỉnh trong vòng vài giây. Trong tạo ảnh dội lại 2 chiều (mặt phẳng) - EPI, toàn bộ không gian k được thu lại từ một FID. Điều này hoàn toàn có thể thực hiện được, khi thu lại một bộ thông tin tần số, dấu của các gradient đọc được có thể được đảo ngược và các spin sẽ chuyển động tiến động ở hướng ngược lại trong khung quay (hình 5.20), và sau đó tái lập lại pha tạo ra tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân, và được gọi là một gradient echo. Bằng cách thực hiện chuyển mạch nhanh quá trình đọc ghi gradient, cả không k có thể được lấy mẫu trước khi sự phục hồi spin - spin (T2) ảnh hưởng tới độ từ hóa ngang. mã hóa pha tiếp tục được sử dụng để lấy mẫu ky. Hình 5.20: Quá trình chuyển động của vecto từ hóa trong hệ tọa độ khung quay, dưới một gradient dội (giả thiết là không có sự thư giãn T2) Lược đồ xung và đường đi trong không gian k đối với EPI được chỉ ra trong hình 5.21 Hình 5.21: Lược đồ xung cho tạo ảnh EPI Ba gradient trong EPI thường được đặt tên là lựa chọn lớp cắt (z), lật (y) và xoay (x), bởi dạng các sóng tương ứng của chúng. Tạo ảnh dội lại mặt phẳng là một phương pháp đòi hỏi tính kỹ thuật rất cao trong MRI, thường cần có những phần cứng đặc biệt, tuy nhiên nó có ưu điểm của một kỹ thuật tạo ảnh nhanh, có thể thu được các chuyển động của các cơ quan giống như tim, tạo ảnh động, hoạt động của não. Chương 6 XỬ LÝ TÍN HIỆU ẢNH THU ĐƯỢC VÀ CÁC YẾU TỐ ẢNH 6.1. Xử lý tín hiệu Mỗi mô được đặc trưng bởi hai thời gian giãn: T1 và T2, và mật độ proton. Ảnh có thể được tạo ra trong đó một trong các đặc tính trên là nguồn tương phản nổi bật. Người ta thường không tạo ra ảnh bằng chỉ một đặc tính mô (ví dụ mật độ proton, T1 hoặc T2) làm nguồn tương phản, mà thông thường người ta phải kết hợp các đặc tính trên. Một ảnh được gọi là ảnh trọng lượng T1 (T1-weighted) thì có nghĩa là T1 là nguồn tương phản nổi bật nhưng cũng có sự có mặt của các đặc tính T2, mật độ proton. Tín hiệu cộng hưởng từ (tín hiệu MR) là một dòng điện chảy trong cuộn dây. Tín hiệu này có được là nhờ M tiến động cộng hưởng với xung RF, rồi gây ra cảm ứng sức điện động trong vòng dây. Với cuộn dây có hướng tới mặt phẳng X-Y trực giao với trường từ tĩnh H0 như trên hình 1.18A, tiến động của M gây ra hiệu ứng tương tự như khi đưa vào và rút ra một thanh nam châm như trên hình 1.18B, và một sức điện động cảm ứng được tạo ra. Đây là tín hiệu cộng hưởng từ (MR). Rút cục, chỉ có thành phần X-Y của M là tiến động tạo ra tín hiệu MR. Mômen từ tổng M sau khi cộng hưởng bởi xung RF trở lại vị trí ban đầu nhờ quá trình giãn Sau khi kích thích xung 900, M chuyển động tiến động tự do, và nó tạo ra một khác biệt về điện thế (potential) so với cuộn RF. Khi tắt xung, khác biệt điện thế này suy giảm với sự phân rã của từ hóa theo phương ngang. Đây gọi là FID (Free Induction Decay – Phân rã cảm ứng tự do). Tín hiệu thu được khi đó được gọi là tín hiệu FID, được phát ra nhờ hiện tượng cộng hưởng từ. Tín hiệu FID là một tín hiệu đáp ứng về thời gian, và nó có thể được chuyển thành phổ năng lượng nhờ biến đổi Fourier. Những tín hiệu chúng ta thu được trong MRI là sự hợp nhất của mọi tín hiệu phát ra từ tất cả các phần tử trên vật thể chụp. Và chúng ta sử dụng biến đổi Fourier (FT- Fourier Transform) để phân tích tín hiệu thu được này. Ta biết rằng mọi tín hiệu đều được tạo ra bởi một chuỗi các sóng thành phần có dạng hình sin, có tần số và biên độ khác nhau. Biến đổi Fourier sẽ thu các tín hiệu nhận được và phân tích, tìm ra hình dạng, tần số, biên độ của các sóng thành phần đó. FID hay tín hiệu miêu tả ở trên phải được biến đổi Fourier để thu được một bức ảnh hay hình về vị trí của các spin. Các tín hiệu trước tiên được biến đổi Fourier trên hướng x để thu được thông tin trên miền tần số và sau đó trên hướng mã hoá pha để thu được thông tin về các vị trí trên hướng gradient mã hoá pha. Dữ liệu đã được biến đổi Fourier sẽ được hiển thị như một bức ảnh bằng cách chuyển đổi cường độ của đỉnh thành cường độ của pixel xuất hiện trong ảnh cắt lớp. Trường nhìn ( FOV-field of view ) hay độ rộng ảnh, trên hướng mã hoá tần số với giả sử rằng thành phần từ hoá ngang được phát hiện trực giao: (6.1) Để tránh hiện tượng cuộn mép ngoài, FOV phải lớn hơn bề rộng của vật thể tạo ảnh. Ta sẽ đi sâu vào vấn đề này trong phần sau. Gradient mã hoá pha thông thường được thay đổi từ giá trị cực đại của gradient Gfmax và giá trị cực tiểu của nó - Gfmax trong 128 hoặc 256 bước bằng nhau. Mối quan hệ giữa Gfmax và FOV là: (6.2) N: số bước mã hoá pha (128 hoặc 256) Tích phân tính trên khoảng thời gian gradient mã hoá pha được bật lên. 6.2. Các yếu tố ảnh 6.2.1. Độ phân giải ảnh Khi hai thực thể trên một bức ảnh có thể phân biệt tách rời được, chúng ta nói rằng có thể phân giải được. Khả năng phân biệt tách rời hai thực thể trong một bức ảnh là một hàm của rất nhiều biến: T2, SNR, fS, dslice (chiều dày lớp cắt), kích thước ma trận,... Độ phân giải là thước đo chất lượng của ảnh. Khi hai vật thể cách nhau 1mm có thể phân biệt được trên ảnh thì bức ảnh này có độ phân giải cao hơn khi 2 vật thể đó không thể phân biệt tách rời với nhau. Độ phân giải tỷ lệ nghịch với khoảng cách giữa hai vật thể có thể phân biệt được Hình 6.1: Độ phân giải và kích thước của các pixel Ta có thể dễ dàng nhìn thấy mối quan hệ giữa độ phân giải, FOV, số lượng điểm lấy dữ liệu, N, độ rộng của ảnh. Ta sẽ không bao giờ phân biệt tách rời được 2 vật thể có kích thước nhỏ hơn (FOV/N), hay 1 pixel. Bạn có thể nghĩ rằng, tăng số lượng điểm lấy mẫu dữ liệu của ảnh có thể tăng cường độ phân giải ảnh. Nhưng tăng số lượng điểm lấy dữ liệu sẽ chỉ làm giảm kích thước pixel, nhưng không cải thiện được độ phân giải. Thậm chí với một bức ảnh ít nhiễu và có độ tương phản tốt, ta cũng không thể phân biệt tách rời hai vật thể có kích thước của một pixel bởi sự thay đổi của T*2. Một bức ảnh cộng hưởng từ có thể được xem như sự tổng hợp của phổ NMR của các spin với biểu đồ về không gian tập trung của chúng. Điều này sẽ dễ dàng miêu tả hơn nếu ta giả sử rằng một ảnh 1chiều (h(x)), bao gồm một loại spin. Nếu g(x) là phân bố spin và f(n) là phổ NMR của spin, và là phổ NMR trên một đơn vị khoảng cách với sự xuất hiện của gradient từ trường Gx, khi đó (6.3) Chiều rộng cả dải ở mức nửa độ cao, G là : (6.4) So sánh kết quả h(x) vơi sự kết hợp của phổ NMR g(x) của một loại spin với một phân bố g(x) với T*2 ngắn (G rộng) và T*2 dài (G hẹp). G rộng G hẹp T*2 ngắn T*2 dài Do đó kích thước pixel nên chọn sẽ xấp xỉ: 6.2.2. Độ tương phản trong tạo ảnh Y học Sự tương phản trong một ảnh cộng hưởng từ phụ thuộc rất nhiều vào phương thức mà ảnh được thu lại. Bằng cách đưa vào các xung RF hoặc gradient và với những lựa chọn các khoảng thời gian, có thể làm nổi bật sự khác biệt của các bộ phận trong vật thể được tạo ảnh. Bảng 6.1: Thành phần nước thay đổi ở các mô khác nhau Mô % nước Chất xám 70.6 Chất trắng 84.3 Tim 80.0 Máu 93.0 Xương 12.2 Cơ sở của sự tương phản là mật độ spin trên toàn vật thể. Nếu không có các spin xuất hiện trong một vùng, ta sẽ không thể nhận được các tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân. Các mật độ spin của proton phụ thuộc vào thành phần của nước, các giá trị thông thường của mật độ spin được cho ở bảng 6.1 đối với các mô khác nhau của con người. Xương, do có mật độ spin proton thấp nên tạo ảnh cộng hưởng từ cấu trúc xương ít được sử dụng hơn so với các phương pháp tạo ảnh bằng tia X: - X quang thông thường - X quang cắt lớp vi tính (CT) Có một sự khác biệt nhỏ về mật độ spin proton giữa hầu hết các mô khác nhau trong cơ thể, các cơ chế tương phản thích hợp khác cũng phải được tận dụng. Nhìn chung, những đặc điểm đều dựa trên sự thay đổi trong các giá trị của T1 và T2 đối với các mô khác nhau. Trong thực tế, rất nhiều trường hợp cần chụp ảnh dòng máu. Một lớp cắt sẽ được chọn, và các spin trong lớp cắt được kích thích, tuy nhiên trong khoảng thời gian trước tạo ảnh, các spin trong máu có thể chảy ra khỏi lớp cắt đã chọn và các spin không được kích thích có trong máu mới chảy vào thế chỗ). Điều đó có nghĩa là sẽ không có tín hiệu nào thu được từ các mạch máu đó. Thông thường để đo tốc độ của dòng chảy, một số loại mã hóa pha, nhạy với dòng chảy được sử dụng. Điều này được thực hiện bằng cách đưa vào một gradient từ trường dọc theo hướng mà dòng chảy sẽ được đo. Một gradient lớn làm lệch pha các spin, tùy thuộc vào vị trí của chúng dọc theo gradient. Gradient này sau đó được lật ngược lại, sẽ làm tái hợp pha bất cứ một spin tĩnh nào. Tuy nhiên, các spin đã dịch chuyển sẽ không được tái hợp pha hoàn toàn (hình 6.2). Nếu dòng chảy chỉ gói gọn trong phạm vi một voxel, khi các spin được tạo ảnh, sự khác biệt về pha có thể tính được, và bằng cách thay đổi thời gian giữa các gradient trước và sau khi lật ngược, dòng chảy có thể tính ra được. Sự khuếch tán cũng được đo theo phương thức tương tự, nhưng khi chuyển động của các spin trong phạm vi một voxel không có sự dính kết với nhau thì hiệu ứng khuếch tán chỉ là làm giảm tín hiệu. Hình 6.2: Tạo ảnh mã hóa dòng chảy (a) Các spin được làm lệch pha bởi gradient đưa vào theo hướng x; (b) Sau một khoảng thời gian d gradient được đưa vào theo hướng đối diện; (c) Các spin đang đứng yên sẽ được tái pha hoàn toàn, còn các spin di chuyển dọc theo trục x trong thời gian d sẽ bị dịch pha đi 1 khoảng 6.3. Các loại nhiễu ảnh Đối với bất kỳ phương thức tạo ảnh nào, các bức ảnh cộng hưởng từ luôn có một số lượng các loại nhiễu. Trong phần này, một số loại nhiễu hay gặp sẽ được giới thiệu cùng với các biện pháp khắc phục, hạn chế các loại nhiễu này. 6.3.1. Nhiễu trường Giả định cơ sở của MRI đó là tần số của chuyển động tiến động của spin chỉ phụ thuộc vào biên độ của gradient từ trường đưa vào tại thời điểm đó. Có hai lý do cho thấy tại sao điều này có thể không đúng. Trước tiên, đó là sự tồn tại của hiện tượng dịch chuyển hóa học. Điều này có ảnh hưởng làm dịch chuyển vị trí biểu kiến trong ảnh của một bộ các spin liên kết với các spin khác, thậm chí nếu chúng bắt nguồn từ cùng một phần của mẫu. Nhiễu dịch chuyển hóa học thông thường được chú ý ở những nơi có mỡ và đường biên với các mô khác, ở đó mỡ xung quanh sọ tạo thành 1 dịch chuyển "halo". Nhiễu này có thể được bằng cách "nén" spin, một xung lựa chọn chỉ kích thích các proton có trong mỡ khi xung kích thích ảnh được đưa vào sau đó, các spin mỡ đã ở trạng thái bão hòa, và vì vậy sẽ không tác động tới ảnh nữa. Thứ hai, từ trường tĩnh (B0) có thể không đồng dạng hoàn toàn. Thậm chí, nếu nam châm có được chế tạo tốt đến mấy, những khác biệt về độ nhạy giữa xương, mô và không khí trong cơ thể, ám chỉ rằng trường cục bộ không chắc sẽ được đồng dạng. Nếu sự khác biệt về độ nhạy lớn, từ trường cục bộ cắt ngang một voxel, thay đổi một lượng lớn, giá trị của T2* ngắn và sẽ có ít hoặc không có từ những voxel đó. Hiệu ứng này là hiển nhiên một cách đặc biệt, nếu bất cứ vật thể kim loại nào xuất hiện. Nếu những khác biệt nhỏ hơn, và trường bị ảnh hưởng trên một số voxel tiếp sau, hiệu ứng là một vết nhòe của ảnh. Trong các kỹ thuật 2DFT các biến dạng nhạy xảy ra ở các hướng đọc ra, nhưng ngược lại trong EPI chúng xảy ra trong quá trình mã hóa pha đó là hướng được lật. Lý do của điều này là bởi có các hướng mà tại đó, sự tách biệt về tần số của các pixel là nhỏ nhất. Trong EPI, sự tách biệt này có thể là rất nhỏ vì vậy thậm chí một thay đổi nhỏ về tần số chuyển động cũng có thể được phát hiện. Để làm giảm nhiễu, ta có thể chỉnh sửa cục bộ trường, sử dụng một bộ các cuộn chêm (shimming). Những trường đưa vào này cắt ngang qua mẫu và kết hợp tạo dạng làm tăng sự đồng nhất. Độ nhạy của nhiễu càng hiển nhiên hơn trong các phương thức tạo ảnh nhanh như là EPI và FLASH, và sẽ rất khó để làm giảm mà không bị mất đi tốc độ tạo ảnh nhanh. Một phương pháp để làm giảm sự biến dạng là thu 2 ảnh với gradient mã hóa pha được đưa vào theo 2 hướng ngược nhau. Những biến dạng này cũng sẽ ở các hướng đối diện. 6.3.2. Các nhiễu do quá trình lấy mẫu gây ra. Khi sử dụng bất kỳ một kỹ thuật số hóa nào, thì các yêu cầu về lấy mẫu là không thể thiếu. Một trong những lý thuyết quan trọng nhất trong lấy mẫu là định lý lấy mẫu Nyquist, chỉ ra tần số lớn nhất mà còn có thể lấy mẫu chính xác, cho bởi: (6.5) ở đó T là khoảng giữa các điểm lấy mẫu. Nếu tín hiệu FID bao gồm một thành phần tần số fmax + D, thì nó sẽ xuất hiện một thành phần tần số đối xứng qua gốc là fmax - D. Có thể giải quyết được vấn đề này trong khâu đọc dữ liệu ra, hoặc chuyển hướng bằng cách sử dụng một bộ lọc thông dải để cắt bỏ bất cứ tần số nào có thể gây nhiễu. Trong mã hóa pha ta cần phải đảm bảo rằng có đủ các điểm lấy mẫu tương ứng với lượng mã hóa pha đưa vào. Một lựa chọn khác là khử nhiễu tín hiệu từ bên ngoài trường nhìn (field of view - FOV) sử dụng kích thích của xung RF. Có 3 loại nhiễu xảy ra do lấy mẫu, đặc trưng cho các kỹ thuật DFT 2 chiều, và một loại khác đặc trưng cho EPI, chuyển động của đối tượng tạo ảnh trong quá trình quét gây ra hiện tượng tách vùng. Đây không phải là một vấn đề trong EPI khi ảnh được thu lại trong thời gian ngắn (< 1s), nhưng nó sẽ là một vấn đề đáng lưu tâm nếu ở trong các chuỗi tạo ảnh chậm hơn, chẳng hạn "làm lệch spin". Tùy thuộc vào nguồn gốc của dịch chuyển, ta sẽ có một số các biện pháp khắc phục. Thí dụ như ở tim hay các van hô hấp, quá trình quét được khóa chặt vào một pha cụ thể của các chu kỳ riêng, thường được tận dụng trong tạo ảnh tim. Những chu kỳ này có thể được theo dõi trực tiếp, ví dụ như sử dụng ECG, hay bằng cách lấy mẫu pha của tín hiệu NMR. Trong EPI có một số loại nhiễu lấy mẫu khác nhau, mà ta biết như là nhiễu Nyquist hay bóng mờ N/2. Hiện tượng này xảy ra là bởi trong EPI, các đường thẳng kế tiếp nhau trong không gian k được lấy mẫu dưới các gradient đọc đối ngược nhau. Nếu có bất kỳ sai sót nào trong khâu lấy mẫu hay có sự khác biệt ở các gradient âm và dương, thì sẽ có một đường thẳng được điều biến xen vào trong không gian k, dẫn tới hiện tượng "mờ" của ảnh. Nếu có hiện tượng xếp chồng của ảnh, một dải các đường vân sáng sẽ xuất hiện. Trong EPI , việc đổi chiều (dấu) của gradient không đủ nhanh thì dạng sóng của gradient sẽ không là hình vuông được. Trong thực tế, thông thường sử dụng dạng sóng gradient hình sin. Nếu quá trình lấy mẫu là tuyến tính, đơn giản và sử dụng một gradient có dạng sóng sin sẽ xuất hiện một nhiễu sóng kép trên hướng xoay. 6.3.3. Nhiễu giao thoa với trường bức xạ điện từ ngoài (RF). Khi có bất kỳ bức xạ RF nào của trường ngoài có cùng tần số ở bộ thu thì nó sẽ thu lại và làm xuất hiện một điểm sáng trên ảnh. Phương pháp tốt nhất để loại bỏ nhiễu này là tránh, loại bỏ tất cả các khả năng giao thoa của trường ngoài tới máy quét bằng cách đặt máy trong một phòng kín, có chắn trường điện từ. 6.3.3.1.Dịch chuyển hoá học (Chemical Shift): Artifact dịch chuyển hóa học gây ra bởi sợ dịch chuyển hóa học khác nhau (tần số Larmor) giữa mô mỡ và mô nước. Artifact dịch chuyển hóa học gây ra định vị nhầm pixel giữa các thành phần mô mỡ và nước trong hướng mã hóa tần số bởi mô mỡ và mô nước ở trong cùng một voxel nhưng lại được mã hóa như là đối với hai mô ở hai voxel khác nhau. Vấn đề xảy ra do các proton trong các phân tử mỡ và nước không cộng hưởng tại cùng tần số. Sự dịch chuyển của các thành phần mô nước liên quan với mỡ có thể tạo ra cả vùng khuyết và vùng tăng cường trên đường biên của mô. Độ lớn của artifact tỉ lệ với độ lớn của từ trường B0 và tỉ lệ nghịch với tốc độ lấy mẫu theo hướng mã hóa tần số. Đối với cùng một tốc độ lấy mẫu, B0 càng lớn, thì Artifact càng lớn.Trong ảnh chụp cộng hưởng từ của hai chân này, có artifact dịch chuyển hóa học giữa mỡ và cơ. 6.3.3.2. Partial Volume: Artifact partial volume là tất cả những lỗi nhòe ảnh do kích thước của voxel. Ví dụ, nếu như một voxel nhỏ chỉ chứa tín hiệu của mô mỡ hoặc mô nước, thì voxel lớn có thể chứa tín hiệu của hai loại mô, voxel lớn có độ lớn tín hiệu bằng với trung bình trọng lượng của số mô nước và mô mỡ có trong voxel. Đối với voxel lớn thì độ phân giải của ảnh sẽ kém hơn bởi rất nhiều đặc tính được thể hiện trong mỗi voxel ảnh. 6.3.3.3.Artifact quấn quanh (Wrap Around): Artifact quấn quanh (Wrap around) là hiện tượng ảnh bị mờ do một phần của đối tượng chụp không nằm trong trường quan sát. Đây là hiện tượng artifact do trường nhìn được chọn nhỏ hơn kích thước của đối tượng chụp. Hoặc cụ thể hơn, thì tốc độ số hóa nhỏ hơn giới hạn tần số của một FID hoặc echo (tín hiệu dội). Trong trường hợp này, các cấu trúc giải phẫu nằm ngoài trường quan sát xuất hiện bao quanh và được hiển thị ở cạnh kia của ảnh. Giải pháp cho artifact quấn quanh là chọn trường quan sát lớn hơn, điều chỉnh vị trí ảnh trung tâm, hoặc lựa chọn các cuộn RF nào mà không kích hoạt, hay thu tín hiệu từ các spin của các mô nằm ngoài trường nhìn mong muốn. Ở nhiều máy chụp cộng hưởng từ mới, người ta thường kết hợp việc quá lấy mẫu (Oversampling), lọc số (Digital filtering), và lấy mẫu phần mười (decimation) để loại bỏ artifact quấn quanh. Hình 6.3: Các bước loại bỏ Artifact quấn quanh Quá lấy mẫu (Oversampling) là hiện tượng số hóa tín hiệu trên miền thời gian với tần số lớn hơn nhiều so với cần thiết để có trường nhìn mong muốn. Ví dụ, nếu như tần số lấy mẫu, fs, tăng lên 10 lần, thì trường nhìn sẽ lớn lên 10 lần, do đó sẽ loại bỏ được wrap around. Tuy nhiên, việc số hóa nhanh hơn 10 lần đồng thời cũng làm tăng số lượng dữ liệu thô lên 10 lần, như thế lại tốn nhiều bộ nhớ hơn, và thời gian xử lý tín hiệu cũng theo đó mà tăng lên. Filtering (lọc) là sự loại bỏ một dải tần đã chọn khỏi tín hiệu. Decimation (lấy phần mười) a/b là việc loại bỏ bớt điểm dữ liệu khỏi bộ dữ liệu. Phân số 4/5 có nghĩa là sẽ loại bỏ 4 trên 5 điểm, hay là cứ 5 điểm thì lấy 1 điểm. Như vậy, dữ liệu ảnh sẽ được giảm tới 5 lần (hay còn 1/5) KẾT LUẬN Cộng hưởng từ có thể được xem như là một cuộc cách mạng trong lĩnh vực chẩn đoán hình ảnh. Đây là một phương pháp mới có tính ứng dụng cao, có rất nhiều đặc tính ưu việt và nó có một tiềm năng phát triển vô cùng lớn. Ngày nay, với tốc độ phát triển vượt bậc của khoa học công nghệ hiện đại, cộng hưởng từ ngày càng trở nên phổ biến với những sự cải tiến rõ rệt, độ phân giải tăng lên, thời gian chụp giảm xuống, nên việc tìm hiểu và nghiên cứu phương pháp cộng hưởng từ là một việc hết sức cần thiết và cấp thiết hiện nay khi trợ giúp cho các bác sỹ và các nhà nghiên cứu rất nhiều trong việc tìm ra các phương pháp chữa trị hiệu quả các bệnh hiểm nghèo mà con người mắc phải. Bên cạnh việc sử dụng các phương pháp này độc lập, việc sử dụng kết hợp các phương pháp tạo ảnh khác nhau cũng cho chúng ta các kết quả rất khả quan. Như việc kết hợp giữa tạo ảnh chức năng bằng công nghệ fMRI với tạo ảnh phát xạ positron (PET) hay SPECT và tạo ảnh thể tích, tái dựng 3D... sẽ cho phép các bác sỹ xác định một cách chính xác các tổn thương bên trong đầu, mà không cần thực hiện bước phẫu thuật, có thể có nhiều biến chứng phức tạp. Các kỹ thuật tạo ảnh chẩn đoán nói chung và MRI nói riêng sẽ còn tiếp tục phát triển rất mạnh và mở ra rất nhiều cơ hội không chỉ trong chữa trị cho bệnh nhân mà cả các chuyên gia nghiên cứu khoa học. Những cơ hội mới trong kỹ thuật MRI Số lượng hệ thống MRI và số lượt sử dụng tạo ảnh MRI ngày càng tăng lên rất nhanh trên toàn thế giới, đòi hỏi phải có 1 đội ngũ các chuyên viên quang tuyến được đào tạo trong lĩnh vực MRI để có thể đọc được các bức ảnh cộng hưởng từ. Dựa trên số lượng hệ thống thiết bị MRI hiện tại,ta có thể ước tính mỗi năm cần trên 1000 kỹ thuật viên MRI. Trong lĩnh vực MRI mới đây còn cần thêm 2 vị trí chuyên gia mới đó là: chuyên gia về an toàn sức khoẻ và kỹ thuật viên xử lý thông tin. Chuyên gia an toàn sức khoẻ sẽ hỗ trợ các bệnh viện và các trung tâm chăm sóc sức khoẻ trong việc thiết lập, duy trì bảo dưỡng một hệ thống MRI an toàn. Các kỹ thuật viên xử lý thông tin có nhiệm vụ tìm ra các thuật toán để xử lý thông tin từ các hình ảnh MRI thu được, nhằm thu được nhiều thông tin hơn hoặc tăng cường khả năng hiển thị thông tin của các ảnh MRI. Ngoài ra, do sự phức tạp của hệ thống MRI, các kỹ thuật viên bảo dưỡng, sửa chữa cũng được các nhà sản xuất hoặc các trung tâm lớn thuê để duy trì hệ thống MRI hoạt động ổn định. Các kỹ thuật viên này phải có trình độ về điện, điện tử và có hiểu biết tốt về MRI. Trong bất cứ lĩnh vực nào thì việc đào tạo các môn khoa học cơ bản như: Toán học, Hoá học, Vật lý hay Sinh học là rất cần thiết. Đối với khoa học về MRI cũng không là ngoại lệ, ngoài ra cần phải biết thêm về một số lĩnh vực cụ thể sau: Chất tăng cường tương phản, phát triển các modul tạo ảnh, thiết kế các chuỗi xung tạo ảnh có nhiều ưu điểm. Các kỹ sư Y Sinh và các nhà khoa học vật liệu mới cũng rất cần cho các nghiên cứu phát triển các hệ thống con, phụ trợ. Một trong các hệ thống con, phụ trợ vẫn đang có nhu cầu lớn mà ta có thể thấy là phát triển cuộn tạo ảnh. Ngoài ra, các thiết bị tương thích với hệ thống MRI cũng đang được chú tâm phát triển, các thiết bị đó có thể là: Máy tạo nhịp tim, Máy sốc tim, các ống dẫn dịch bên trong cơ thể,.... Rất nhiều các thiết bị này sẽ được yêu cầu phát triển trong tương lai ở mức nhỏ như: hệ thống vỏ bọc sinh học chống phản xạ cho dây dẫn trong máy tạo nhịp và các khớp nối nhân tạo không sử dụng kim loại nhưng vẫn có chất lượng tương đương. Các chuyên gia về ảnh cũng rất cần cho việc phát triển các thuật toán xử lý ảnh MRI, và các mã thông minh để nhận ra và chẩn đoán các bệnh lý từ ảnh thu được. Các chuyên gia về máy tính cũng cần có để thiết kế các giao diện đồ hoạ thân thiện với người sử dụng hơn trong các phần mềm mới. Gần đây, việc thiết kế các trung tâm MRI và khám chữa bệnh an toàn và hiệu quả cũng rất được quan tâm, cũng là một cơ hội cho các kiến trúc sư thiết kế hệ thống MRI. MRI hay fMRI là một công nghệ còn rất mới mẻ ở nước ta vì vậy trong quá trình thực hiện đề tài không thể tránh khỏi các thiếu sót, em rất mong các nhà nghiên cứu, khoa học về lĩnh vực Y Sinh nói chung và các thày cô giáo và các bạn trong bộ môn nói riêng cùng đóng góp ý kiến xây dựng cho đề tài này, để chúng ta có thể phổ biến rộng rãi cũng như áp dụng thành công ở Việt Nam TÀI LIỆU THAM KHẢO [1].The history of magnetic resonance imaging : , truy nhập cuối cùng ngày 17/12/2007 [2]. Magnetic resonance imaging : , truy nhập cuối cùng ngày 13/01/2008 [3]. Hendee W.R.Medical imaging Physisc , Wiley 2002 [4]. The basis of MRI (Joseph P.Hornak, PhD) from site: www.cis.rit.edu/htbooks/mri/inside.htm [5] Principles of Magnetic Resonance Imaging, chapter2, available: truy cập cuối cùng ngày 19/03/2008 BẢNG ĐỐI CHIẾU THUẬT NGỮ VIỆT-ANH Thuật ngữ tiếng việt Thuật ngữ tiếng Anh Ảnh giả Artifact Ảnh trọng lượng T1 T1 Weighted image Ảnh trọng lượng T2 T2 Weighted image Artifact quấn quanh Wrap Around Artifact Chu kì lặp xung Recovery Time (TR) Chuỗi xung Pulse Sequence Cộng hưởng từ Magnetic Resonance Cộng hưởng từ hạt nhân Nuclear Magnetic Resonance Cuộn bề mặt Surface coil Cuộn cảm ứng Inductive Coil Dải tần số nhận Receiver Bandwidth Dải tần số phát Transmit Bandwidth Dải thông Bandwidth Di pha Rephase Dịch chuyển hóa học Chemical Shift Giãn Relaxation Giãn dọc Longitudinal Relaxation Giãn ngang Transverse Relaxation Góc lật Flip Angle Gradient ghi nhớ xung dội Gradient Recall Echo Hồi pha Dephase Không gian K K-space Lựa chọn lát cắt Slicing Mã hóa không gian Spatial Encoding Mã hóa pha Phase Encoding Mã hóa tần số Frequency Encoding Phân rã cảm ứng tự do Free Inductive Decay Phục hồi nghịch đảo Inversion Recovery Tần số Larmor Larmor Frequency tạo ảnh cộng hưởng từ chức năng Function MRI Tạo ảnh mặt phẳng tín hiệu dội Echo Planar Imaging Thời gian dội tín hiệu Echo Time (TE) Thời gian nghịch đảo Inversion Time (TI) Tỉ số tín hiệu trên nhiễu Signal to Noise Ratio (SNR) Tín hiệu dội spin Spin Echo Trạng thái vững bền Steady State Trường quan sát (Trường nhìn) Field of View Từ hóa tổng M Macroscopic Magnetization