MRI và các phương pháp tạo ảnh

LỜI NÓI ĐẦU
Kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ (MRI) hiện đã trở thành một phương pháp phổ
thông trong y học chẩn đoán hình ảnh. Các thiết bị MRI đầu tiên ứng dụng y học xuất
hiện vào đầu những năm 1970. Vào năm 2002, có gần 22.000 máy MRI được sử dụng
trên toàn thế giới. Phương pháp chụp cộng hưởng từ ngày càng phổ biến hơn, bởi
những đặc tính vượt trội của nó so với các phương pháp cũ khác như: chụp cắt lớp điện
toán (CT), hay phát xạ positron (PET). Phương pháp chụp cộng hưởng từ đã giải quyết
được một số vấn đề không mong muốn mà các phương pháp trước đó đã không thực
hiện được. Một ưu điểm nổi bật của phương pháp chụp cộng hưởng từ là nó không sử
dụng bất cứ loại bức xạ iôn hóa nào, vì thế sử dụng MRI sẽ tránh được những rủi ro bị
nhiễm phóng xạ, và như thế, bệnh nhân có thể thực hiện việc chụp nhiều lần (hơn nhiều
so với sử dụng phương pháp chụp CT và PET) mà không mấy bị ảnh hưởng.
Các thế hệ máy cộng hưởng từ vẫn nối tiếp nhau ra đời, thế hệ sau ưu việt hơn
thế hệ trước cả về thời gian chụp lẫn độ phân giải không phải chỉ do công nghệ tiên tiến
mà còn nhờ có những phát minh mới trong các phương pháp tạo ảnh, mà mỗi phương
pháp có một ưu điểm, ứng dụng riêng. Ở Việt Nam, máy cộng hưởng từ đã được đưa
vào sử dụng từ nhiều năm nay, tuy nhiên vẫn chưa có nhiều những nghiên cứu và hiểu
biết cần thiết về cộng hưởng từ nói chung và các phương pháp tạo ảnh nói riêng. Xuất
phát từ thực tế như vậy, tôi đã chọn đồ án với nội dung là “MRI và các phương pháp
tạo ảnh” với hy vọng giúp chúng ta nắm vững kiến thức căn bản về cộng hưởng từ và
có cái nhìn sâu sắc hơn về các phương pháp tạo ảnh cộng hưởng từ.
Cộng hưởng từ (MRI) là một lĩnh vực còn khá mới và đây là một lĩnh vực tương
đối khó, đồng thời cơ hội được tiếp cận trực tiếp đối với các thiết bị cộng hưởng từ là
rất ít, do vậy đồ án không tránh khỏi những thiếu sót.
Cuối cùng em xin cảm ơn sự quan tâm giúp đỡ của thầy giáo Trần Hải Lưu đã
tận tình hướng dẫn, cho em những lời khuyên quý giá để em hoàn thành tốt đề tài. Em
cũng xin cảm ơn Ths. Nguyễn Thái Hà, phó bộ môn điện tử y sinh đã có những định
hướng ban đầu, giúp em rất nhiều về tài liệu kiến thức chuyên môn.
TÓM TẮT ĐỒ ÁN
Với mục tiêu là giúp những người mới tìm hiểu có được cái nhìn tổng quát lẫn
kiến thức căn bản, giúp các kĩ sư đã từng nghiên cứu về máy cộng hưởng từ có những ý

tưởng phát triển mới, cải tiến chất lượng và tính ứng dụng cho máy cộng hưởng từ, tôi
đã cố gắng viết đồ án này một cách rõ ràng, dễ hiểu nhất. Đồ án được chia thành 6
chương như sau:
CHƯƠNG 1. GIỚI THIỆU CHUNG VỀ MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ
CHƯƠNG 2. CẤU TRÚC CỦA MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ VÀ MỘT SỐ
KHÁI NIỆM TOÁN HỌC CƠ BẢN
CHƯƠNG 3 CÁC KHÁI NIỆM TRONG TẠO ẢNH CỘNG HƯỞNG TỪ
CHƯƠNG 4. NGUYÊN LÝ TẠO ẢNH TRONG MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ
CHƯƠNG 5 CÁC CHUỖI XUNG THƯỜNG SỬ DỤNG TRONG TẠO ẢNH
CỘNG HƯỞNG TỪ
CHƯƠNG 6. XỬ LÝ TÍN HIỆU ẢNH THU ĐƯỢC VÀ CÁC ĐẶC TRƯNG
ẢNH
Chương 1 là chương hết sức cơ bản giới thiệu tổng quan về cộng hưởng từ, lịch
sử ra đời, quá trình phát triển và tương lai của máy cộng hưởng từ
Chương 2 đề cập đến những vấn đề chuyên sâu, cho ta cái nhìn về các thành
phần, cấu trúc của máy cộng hưởng từ. Các bộ phận phần cứng của máy như : nam
châm, cuộn RF, Gradient… sẽ được trình bày tại đây đồng thời đưa ra một số các khái
niệm toán học cơ bản được sử dụng trong tạo ảnh cộng hưởng từ
Chương 3 trình bày các khái niệm trong tạo ảnh cộng hưởng từ, các vấn đề về
hạt nhân, spin hạt nhân và các hệ quả liên quan
Chương 4 nêu nên nguyên lý tạo ảnh trong cộng hưởng từ, sự mã hóa pha, mã
hóa tần số và giải thích các khái niệm về thời gian khôi phục T
1
, T
2
, TE, TR
2
Chương 5, và cũng là mục đích chính của đồ án, bao gồm những chuỗi xung và
phương pháp tạo ảnh từ nguyên lý cơ bản đến ứng dụng, ưu, nhược điểm của từng loại
chuỗi xung và phương pháp tạo ảnh, đặc biệt là phương pháp tạo ảnh mặt phẳng xung

dội EPI, là phương pháp tạo ảnh nhanh nhất và linh hoạt nhất hiện nay.
Chương 6 trình bày các vấn đề về quá trình thu và tái tạo ảnh, các yếu tố ảnh : độ
phân giải, độ tương phản ảnh…cũng như các vấn đề về ảnh giả
Với bố cục nội dung đồ án như vậy, tôi hy vọng rằng đồ án của mình sẽ trở
thành nguồn tài liệu có ích cho mọi người.
3
THESIS’ SUMMARY
With the aim is to not only help the beginners to get both an overall view and a
basic knowledge but also support some engineers who have researched MRI to attain
novel ideas, improving the quality and application of MRI, I have tried my best to
present the thesis in the most coherent and understandable way. The thesis consists of
six chapters as follow:
CHAPTER 1. AN OVERALL VIEW ABOUT MAGNETIC RESONANCE
MACHINE
CHAPTER 2. STRUCTURE OF MAGNETIC RESONANCE MACHINE AND
SOME CONCEPTION BASIC MATHEMATICS
CHAPTER 3. PULSE SEQUENCES
CHAPTER 4. PRINCIPLE IMAGING IN MAGNETIC RESONANCE
CHAPTER 5. THE COMMON USING PULSE SEQUENCES
CHAPTER 6. PROCESSING THE SIGNAL IMAGING AND IMAGE’S
SPECIFIC
Chapter 1 is an essential material, handles with introduction overview about
magnetic resonance such as :historical of magnetic resonance, development and future
of magnetic resonance machine
Chapter 2 mentions specialized aspects of great value for anyone with his actual
interest in MRI. The knowledge of structure of magnetic resonance machine. The
hardware such as magnet, RF coil, gradient….and some conception basic
mathematics.which use in magnetic resonance machine were introduced here
Chapter 3 present some conception imaging magnetic resonance, some matter
about nucleus, nucleus’s spin and some related consequence

4
Chapter 4 focus of principles imaging, phase encoding, frequency encoding and
explain conceptions about reverse time : T
1
, T
2
, TE, TR
Chapter 5 also the focus of the thesis includes basic principles, advantages,
disadvantages and applications of pulse sequences and methods of imaging, especially
the approach of Echo Planar Imaging (EPI) – the fastest and most flexible method of
imaging so far.
Chapter 6. focus of cover and reconstruction image, image’s components:
solution, costraction….also problems about artifact
With its content, I hope that my thesis would be an useful reference for every
reader.
5
MỤC LỤC
LỜI NÓI ĐẦU 1
THESIS’ SUMMARY 4
MỤC LỤC 6
DANH SÁCH CÁC HÌNH VẼ 8
DANH SÁCH CÁC BẢNG BIỂU 9
MỞ ĐẦU 11
2.2. CƠ SỞ TOÁN HỌC CỦA CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN 35
2.2.1. Khái niệm về Logarit và Decibel 35
2.2.2 Hàm mũ 36
2.2.3. Các hàm lượng giác 37
2.2.4. Các khái niệm khác cần quan tâm 37
3.7. Các gói spin 55
3.8. Không gian K 56

4.2. Gradient mã hóa pha 65
4.3. Gradient mã hóa tần số 66
4.5 Quá trình T2 73
4.6. TR & TE 75
4.7. Biểu thức Bloch 77
5.1. PHỔ CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN 78
5.1.1. Tín hiệu NMR trong miền thời gian 78
5.1.2. Các quy ước về tần số -/+ 78
5.2. CÁC CHUỖI XUNG 78
5.2.1. Chuỗi xung 90o-FID 78
5.2.2. Chuỗi xung Spin-Echo 79
5.2.3. Chuỗi xung hồi phục ngược 81
6
5.3. CÁC PHƯƠNG PHÁP TẠO ẢNH 82
5.3.1 Tạo ảnh cắt lớp bằng biến đổi Fourier 83
5.3.2 Tạo ảnh gradient ghi nhớ xung dội (Gradient recall echo): 86
5.3.3 Phương pháp phục hồi đảo (Inversion Recovery) 89
5.3.3.1 Nguyên lý chuỗi xung: 89
5.3.3.2 Phương pháp hồi phục nghịch đảo nhanh (Fast IR) 90
5.3.3.3 Phương pháp STIR (Short Time Inversion Recovery) 92
5.3.3.4 Phương pháp FLAIR (Fluid Attenuated IR) 92
5.4. Phương pháp sử dụng tín hiệu dội spin (Spin Echo): 93
5.5. Phương pháp sử dụng tín hiệu dội gradient 94
5.6. Tạo ảnh Fourie và dội lại mặt phẳng (EPI) 96
Chương 6 102
6.1. Xử lý tín hiệu 102
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 103
6.2. Các yếu tố ảnh 6.2.1. Độ phân giải ảnh 104

6.2.2. Độ tương phản trong tạo ảnh Y học 105
6.3. Các loại nhiễu ảnh 107
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 107
6.3.1. Nhiễu trường 108
6.3.2. Các nhiễu do quá trình lấy mẫu gây ra 109
6.3.3. Nhiễu giao thoa với trường bức xạ điện từ ngoài (RF) 110
BẢNG ĐỐI CHIẾU THUẬT NGỮ VIỆT-ANH 116
7
DANH SÁCH CÁC HÌNH VẼ
Hình 2.1: Vùng tín hiệu số và tương tự trong tạo ảnh MRI 18
Hình 2.2b: Sơ đồ hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ nói chung 19
Hình 2.3: Cấu trúc một nam châm vĩnh cửu 22
Hình 2.6: Ví dụ về một khối nam châm siêu dẫn 24
Hình 2.7: Mô hình chi tiết khối nam châm siêu dẫn 25
Hình 2.11: Cuộn gradient Z sử dụng cuộn uốn không gian 28
28
Hình 2.12: Cuộn gradient ngang( X và Y) 28
Hình 2.13: Hướng của cuộn RF trong trường tĩnh 29
Hình 2.14: Buồng cộng hưởng hình lồng chim 31
Hình 2.22: Biến đổi hệ thống tọa độ 38
Hình 2.23: Chuyển đổi tín hiệu từ miền thời gian sang miền tần số 38
Hình 3.1: Một lớp cắt với chiều dày thk 45
Hình 3.2: Một đơn vị thể tích của lớp cắt 45
Hình 3.6: Mô hình nam châm đối với spin của hạt nhân 48
Hình 3.7: Lược đồ mức năng lượng của một proton sau tương tác Zeeman 51
Hình 3.8: Sự chênh lệch mức năng lượng giữa 2 trạng thái 53
Hình 3.9: Mô hình gói spin 56
Hình 4.3: Một vật thể hình trụ được đặt dọc theo trục z, trong một gradient trường tăng

tuyến tính với sự tăng lên của z 60
Hình 4.4: Ảnh hưởng của một xung 900, trên các spin cộng hưởng và cận cộng hưởng61
Hình 4.12: Từ trường tạo ra bởi cuộn dây đưa vào theo trục 68
Hình 4.13: Đồ thị biểu thị sự suy giảm của M0 70
Hình 4.14: Độ từ hóa ở trạng thái cân bằng. (M0) 70
Hình 4.15: Sự chuyển động của vecto từ hóa khi được lật xuống mặt phẳng ngang.71
Hình 4.18: Sự suy giảm của thành phần từ hóa ngang 73
Hình 5.1: Tín hiệu FID và biến đổi Fourier của nó 78
Hình 5.2: Tác động của xung 900 và FID thu được 79
8
Hình 5.3: Chuỗi xung Spin echo và tín hiệu FID thu được 79
Hình 5.6: Mối liên hệ chung giữa các chế độ tạo ảnh 82
Hình 5.7: Gradient lựa chọn lớp cắt 85
Hình 5.8: Sự thay đổi hướng của các spin khi tác động các gradient 85
Hình 5.15: Quá trình tạo ra tín hiệu dội 95
Hình 5.16: Lược đồ xung cho kỹ thuật tạo ảnh Fourie 96
Hình 5.17 Lấy mẫu không gian k trong tạo ảnh Fourie 97
Hình 5.18:Tạo ảnh theo phương pháp biến đổi Fourie 2 chiều 98
Hình 5.19: Lược đồ xung cho kỹ thuật làm lệch spin 98
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) 100
Hình 5.21: Lược đồ xung cho tạo ảnh EPI 101
Hình 6.1: Độ phân giải và kích thước của các pixel 104
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 δ 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 δ sẽ bị dịch pha đi 1 khoảng 107
DANH SÁCH CÁC BẢNG BIỂU
Bảng 1.1: So sánh các phương pháp tạo ảnh chức năng 13
Bảng 1.2: Lược đồ phát triển của kỹ thuật MRI 14

Bảng 3.1: Các số spin lượng tử của một số hạt nhân nguyên tử 47
Bảng 3.2: Spin và hệ số hồi chuyển từ đối với một số nguyên tố 48
Bảng 3.3: Hàm lượng tự nhiên của một số nguyên tố 55
Bảng 3.4: Hàm lượng sinh học 55
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 84
Bảng 6.1: Thành phần nước thay đổi ở các mô khác nhau 106
9
DANH SÁCH CÁC TỪ VIẾT TẮT
Từ viết
tắt
Tên đầy đủ
MRI Magnetic Resonance Imaging
MRS Magnetic Resonance Spectroscopy
NMR Nuclear Magnetic Resonance
NMRI Nuclear Magnetic Resonance Imaging
MRA Magnetic Resonance Angiography
CT Computed Tomography
EPI Echo Planar Imaging
FOV Field Of View
FT Fourier transfom
DFT Discrete Fourier Transform
IFT Inverse Fourier transform
RF Radio frequency
SPECT Single Photon Emission Computed Tomography
PET Positron Emission Tomography
EEG ElectroEncephalography
FLAIR Fluid-attenuated inversion recovery
FID Free Induction Decay
TE Time Echo

TR Time Repeatation
TI Time Inversion
f.o.n.a.r field focused nuclear magnetic resonance
STIR short T1 inversion recovery
FLASH Fast Low - Angle SHort Imaging
GE Gradient echo
SE Spin Echo
IR Inversion Recovery
SNR Signal to Noise Ratio
RF Radio Frequency
10
MỞ ĐẦU
Thế giới loài người ngày càng phát triển thì càng sáng tạo và phát minh ra nhiều
công nghệ, kỹ thuật mới nhằm mục đích phục vụ cho đời sống của con người. Nhưng
sự phát triển nhanh cũng đã gây ra nhiều vấn đề khá nghiêm trọng về môi trường dân
sinh của con người, và từ đó gây ra cho con người nhiều căn bệnh hiểm nghèo, trong đó
đặc biệt là bệnh ung thư, khó khăn cho chẩn đoán cũng như chữa trị nhất là các khối u
nằm ở não. Vì vậy, trong thực tế bên cạnh đội ngũ các Y, bác sĩ giỏi, lành nghề không
thể thiếu các trang thiết bị y tế, đặc biệt là các thiết bị chẩn đoán. Cùng với bước phát
triển của khoa học kĩ thuật hiện đại, các thiết bị chuẩn đoán hình ảnh cũng càng trở nên
hiện đại, mang tính chính xác cao. "Máy cộng hưởng từ" là một thiết bị chẩn đoán hình
ảnh tiên tiến, cho các kết quả chẩn đoán tốt nhất hiện nay, nhất là đối với các mô mềm.
Hạt nhân của một nguyên tử nằm trong một từ trường mạnh sẽ quay với một tần
số phụ thuộc vào cường độ của từ trường. Năng lượng của chúng có thể tăng nếu chúng
hấp thu các sóng radio có cùng tần số, do đó mới gọi là cộng hưởng (resonance). Khi
hạt nhân nguyên tử quay trở về mức độ năng lượng ban đầu thì sóng radio sẽ được phát
ra và có thể ghi nhận được chúng (chụp hình). Ðối với hạt nhân của mỗi loại nguyên tử
có lẻ số proton và/hay neutron thì có một hằng số toán học xác định được bước sóng
theo cường độ của từ trường.
Nếu tạo ra gradient trong từ trường thì có thể làm hiện hình 2 chiều những cấu

trúc mà các kỹ thuật khác không thấy được.
MRI hơn hẳn các loại chụp hình khác đã có (như chụp X quang, chụp cắt lớp
CT) vì cho đến nay người ta chưa phát hiện thấy nó có hại như tia X. Tuy nhiên, cũng
khó áp dụng kỹ thuật này đối với một số bệnh nhân mang trong người những mảnh kim
loại sinh từ hay máy tạo nhịp tim, hoặc người không thể nằm lâu trong lồng kín chật
hẹp.
Bên cạnh việc tạo ảnh cắt lớp các mô mềm cho độ phân giải cao, thuận lợi cho
việc chẩn đoán, kỹ thuật cộng hưởng từ nói chung và máy cộng hưởng từ nói riêng còn
được sử dụng vào các nghiên cứu về hoạt động các chức năng của cơ thể trên vỏ não,
11
nhằm tìm ra các nguyên nhân dẫn tới các hành động của con người, cũng như tìm ra các
phương hướng chữa trị cho các bệnh lý về thần kinh như : Parkinson, hay Alzamer
Hai nhà bác học Paul C. Lauterbur và Peter Mansfield đã có đóng góp quan
trọng cho sự phát triển của y học phục vụ người bệnh. Phát minh ứng dụng của các ông
đã không ngừng mở rộng. Chỉ sau 10 năm, trên toàn thế giới có khoảng 22.000 máy
chụp hình cộng hưởng từ (MRI) và 60 triệu xét nghiệm đã được làm. Tại Việt Nam
cũng đã có vài máy chụp cộng hưởng từ và đã thu được một số kinh nghiệm về lĩnh vực
này.
12
Chương 1
GIỚI THIỆU CHUNG VỀ MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ
1.1.Lịch sử ra đời và quá trình phát triển của máy cộng hưởng từ
MRI magnetic resonance imaging : tạo ảnh cộng hưởng từ là kỹ thuật tạo ảnh được
sử dụng thường xuyên trong y tế, tạo ra ảnh có chất lượng cao trên cơ thể người (đặc
biệt hữu dụng trong tạo ảnh mô mềm, cho hình ảnh có độ tương phản cao). MRI thay
thế và đôi khi còn vượt trội hơn so với chụp cắt lớp điện toán (CT ). Sau đây là bảng so
sánh giữa MRI và một vài phương pháp tạo ảnh chức năng thông dụng khác
Bảng 1.1: So sánh các phương pháp tạo ảnh chức năng
Kỹ thuật Độ phân giải Thế mạnh Hạn chế
SPECT 10 mm

- Có thể sử dụng
- Giá thành thấp
- Có xâm lấn
- Độ phân giải bị giới hạn
PET 5 mm
- Rất nhạy
- Độ phân giải tốt
- Nghiên cứu được chuyển
hóa
- Có xâm lấn
- Rất đắt tiền
EEG -
- Giá thành rất thấp
- Giám sát khi hoạt động và
cả khi ngủ
- Không phải là một kỹ
thuật tạo ảnh
MEG 5 mm - Độ phân giải thời gian cao
- Rất đắt tiền
- Độ phân giải bị giới hạn
đối với các cấu trúc sâu
FMRI 3 mm
- Cho độ phân giải rất tốt
- Không xâm lấn
- Đắt tiền
- Giới hạn trong một số
các nghiên cứu.
MRS thấp
- Không xâm lấn
- Nghiên cứu các chuyển

hóa
- Đắt tiền
- Độ phân giải thấp
MRI có cải tiến đặc biệt trong việc không sử dụng các bức xạ ion hóa, có độ phân
giải ảnh mô mềm cao và có sự phân biệt giữa các mặt phẳng tạo ảnh. MRI dựa trên
nguyên lý cơ bản là sự cộng hưởng từ hạt nhân ( Nuclear Magnetic Resonance –
NMR ), kĩ thuật tạo phổ được sử dụng để tạo ra các trạng thái lý hóa của phân tử, được
các nhà khoa học sử dụng nhằm thu được các thông tin về thế giới vật chất vi mô của
các phân tử. MRI cũng sử dụng kĩ thuật ảnh cắt lớp, tạo ra ảnh của các tín hiệu cộng
13
hưởng từ hạt nhân trong các lớp cắt mỏng qua cơ thể bệnh nhân. Ảnh cộng hưởng từ
dựa trên sự hấp thụ và bức xạ năng lượng trong băng tần sóng vô tuyến
Lịch sử phát triển của kĩ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ được thống kê trong bảng sau
( bảng 1.2 )
Bảng 1.2: Lược đồ phát triển của kỹ thuật MRI
1946 MR phenomenon – Bloch & Purcell
1952 Nobel Prize – Bloch & Purcell
1950
NMR được phát triển như một
công cụ phân tích
1960
1970
1972 Computerized Tomography
1973 Backprojection MRI – Lauterbur
1975 Fourier Imaging – Ernst
1977 Echo-planar imaging – Mansfield
1980 FT MRI demonstrated – Edelstein
1986
Gradient Echo Imaging
NMR Microscope

1987 MR Angiography – Dumoulin
1991 Nobel Prize – Ernst
1992 Functional MRI
1994 Hyperpolarized
129
Xe Imaging
2003 Nobel Prize – Lauterbur & Mansfield
Isidor Rabi, một nhà vật lý người Mĩ đã tiến hành các thí nghiệm về cộng hưởng
từ hạt nhân cuối những năm 1930. Đến năm 1944, ông được nhận giải Nobel về các
thành công trong việc tìm ra phương thức cộng hưởng từ của chùm nguyên tử và phân
tử
Thành công đầu tiên về các thí nghiệm tạo ảnh cộng hưởng từ vào năm 1946 tại
Mĩ do 2 nhà khoa học nghiên cứu độc lập. Felix Bloch tại đại học Stanford và Edward
Purcell tại đại học Harvard đã tìm ra khi hạt nhân chiếm chỗ trong trường điện từ,
chúng sẽ hấp thụ năng lượng trong dải tần số vô tuyến của phổ điện từ, và sẽ tái bức xạ
14
năng lượng này khi chuyển về trạng thái ban đầu. Hai ông được nhận giải Nobel năm
1952
Cường độ từ trường và tần số phù hợp cũng nhanh chóng được tìm ra bởi ngài
Joseph Larmor
1950-1970 MRI được phát triển sử dụng trong phân tích tính chất vật lý và hóa
học của phân tử
Năm 1971, Raymond Damadian đã chỉ ra rằng các thời gian hồi phục từ hạt nhân
của các mô bình thường với các khối u là khác nhau, điều này đã thúc đẩy các nhà khoa
học nghiên cứu hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân để phát hiện bệnh tật.
1973 trên cơ sở của chùm tia X, Hounsfielt giới thiệu máy cắt lớp điện toán (CT).
Nhưng do chi phí để tạo ảnh của máy CT là rất cao nên các nhà khoa học thực nghiệm
bắt đầu quan tâm đến cộng hưởng từ vì mục đích chữa bệnh. Paul Lauterhar đã thí
nghiệm tạo ảnh cộng hưởng từ đầu tiên trong một ống thử thí nghiệm nhỏ. Ông sử dụng
kỹ thuật Backprojection(chiếu lại qua tái dựng) tương tự như kỹ thuật tái dựng hình ảnh

được sử dụng trong kỹ thuật CT (cắt lớp vi tính)
1975 Richard Ernst đưa ra ảnh cộng hưởng từ sử dụng mã hóa pha và tần số áp
dụng biến đổi Fuorier. Đây chính là kĩ thuật cơ bản trong tạo ảnh cộng hưởng từ ngày
nay
1977 Raymond Damadian thí nghiệm tạo ảnh cộng hưởng từ mới gọi là cộng
hưởng từ hạt nhân trường tập trung, cùng năm đó, Perter Mansfield phát triển kĩ thuật
kỹ thuật tạo ảnh dội lại hai chiều EPI (echo-planar imaging). Kĩ thuật này phát triển
nhanh trong các năm tiếp theo để tạo ra các ảnh có tỉ lệ video (30 ms/ảnh )
Năm 1980 Edelstein và các đồng nghiệp chứng minh ảnh của cơ thể sử dụng kĩ
thuật Ernst có thể tạo ảnh đơn trong thời gian 5 phút
1986 thời gian tạo ảnh giảm xuống còn 5s mà không làm ảnh hưởng đến chất
lượng ảnh và độ phân giải ảnh đã là 10 γs/1cm mẫu thử
1987 EPI được sử dụng trong tạo ảnh thời gian thực. Cùng năm Charles Dumoielin
đã hoàn thành kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ mạch máu MRA (Magnetic Resonance
Angiography) cho phép tạo ảnh dòng máu mà không cần dùng chất phản quang
15
1991 Richard Ernst nhận giải Nobel hóa học vì đã sử dụng thành công phép biến
đổi Fuorier xung trong cộng hưởng từ hạt nhân và tạo ảnh cộng hưởng từ
1992 tạo ảnh cộng hưởng từ chức năng được phát triển, kĩ thuật cho phép tạo bản
đồ các vùng chức năng ở các bộ phận khác nhau của não. Sự phát triển này của cộng
hưởng từ đã tạo ra ứng dụng mới của kĩ thuật EPI trong tạo ảnh các vùng của não với
các thao tác điều khiển tự động
1994 Nghiên cứu tại đại học bang New York tại Stony Brook và đại học Princeton
chứng minh vai trò của khí
129
Xe khi tạo ảnh trong quá trình hô hấp
2003 có khoảng 10000 máy cộng hưởng từ trên toàn thế giới và xấp xỉ 75 triệu ảnh
cộng hưởng từ/ năm được thực hiện
1.2. Ứng dụng của máy cộng hưởng từ
MRI có giá trị rất lớn trong thăm dò não và cột sống. Các rối loạn trong não

thường kéo theo thay đổi lượng nước trong mô. Chỉ cần có thay đổi khoảng 1% lượng
nước là có thể phản ánh rất rõ trên MRI như xuất huyết não, viêm não, khối u trong
não. Ðặc biệt trong bệnh xơ cứng rải rác (multiple sclerosis) có viêm não và tủy sống
thì MRI dễ dàng phát hiện nơi nào bị viêm, nặng nhẹ ra sao và tác dụng điều trị đến
đâu. Rõ ràng MRI ưu việt hơn hẳn các phương pháp cũ trong chẩn đoán và theo dõi
điều trị bệnh.
Trong chứng đau thắt lưng dưới, MRI cho phép phân biệt được đau tại cơ, hay
do tủy sống hay thần kinh bị chèn ép. Nếu là do đĩa đệm thì có hướng để điều trị bằng
phẫu thuật.
MRI cũng là một phương tiện trợ giúp cho việc chuẩn bị và tiến hành phẫu thuật
vì nó cho hình ảnh ba chiều của tổn thương nhờ đó phẫu thuật viên có thể biết rõ vị trí
của tổn thương và tìm ra phương pháp tiếp cận thuận lợi nhất.
Trong vi phẫu thuật não chữa chứng Parkinson, MRI cho hình ảnh đủ rõ để phẫu
thuật viên có thể đặt điện cực một cách chính xác vào các nhân não.
16
Trong chẩn đoán ung thư, MRI cho thấy rõ số lượng và giới hạn rõ ràng của
từng khối u, phần mô bị xâm lấn hay các hạch khi có di căn cho phép bác sỹ quyết định
phương pháp điều trị bằng tia xạ hay phẫu thuật và theo dõi kết quả các biện pháp điều
trị ung thư khác nhau.
Cuối cùng, MRI còn thay thế được một số thủ thuật thăm dò xâm nhập. Ví dụ:
để khảo sát ống dẫn mật và ống tuyến tụy người ta thường dùng ống nội soi để bơm
chất cản quang. Ngày nay dùng MRI có thể biết ngay tình trạng của các ống mà không
cần can thiệp làm đau đớn bệnh nhân. Ðối với bệnh tại khớp cũng vậy, MRI cho phép
khảo sát kỹ lưỡng tình trạng của sụn và dây chằng mà không phải sinh thiết hay dùng
những thủ thuật có nguy cơ gây bội nhiễm.
1.3. Tương lai phát triển của máy cộng hưởng từ
Nếu so sánh với lịch sử 100 năm ra đời và phát triển của tia X, thì máy cộng
hưởng từ mới được ứng dụng thực nghiệm rộng rãi trong khoảng 20 năm trở lại đây nên
trong tương lai máy cộng hưởng từ chắc chắn sẽ còn tiếp tục phát triển nhằm hoàn thiện
kĩ thuật tạo ảnh này

Một trong những cải tiến đáng kể cần được nhắc tới đó là sự tối ưu hóa kích thước
của bộ phận quét. Một bộ quét siêu nhỏ để tạo ảnh các bộ phận đặc biệt của cơ thể đang
được nghiên cứu phát triển và sẽ sớm được ứng dụng, bộ quét này sẽ đặt trực tiếp vào
cánh tay, chân, đầu gối hoặc bất cứ bộ phận cần tạo ảnh nào. Một mảng lĩnh vực khác
khá rộng là lập bản đồ các vùng chức năng của não đem lại các hiểu biết rõ hơn về hoạt
động của bộ não trên nguyên lí quét qua bộ não khi bệnh nhân đang thực hiện chính xác
một tác vụ vật lí nào đó (như đang nhìn một dạng bức tranh đặc biệt ). Các nhà nghiên
cứu cũng sẽ tập trung vào chụp ảnh các bộ phận động của cơ thể như tạo ảnh phổi sử
dụng khí
3
He siêu phân cực, chụp ảnh động mạch và tĩnh mạch
17
Chương 2
CẤU TRÚC CỦA MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ VÀ MỘT SỐ KHÁI NIỆM TOÁN
HỌC CƠ BẢN
2.1.CẤU TRÚC CỦA MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ
2.1.1 HỆ THỐNG PHẦN CỨNG TRONG MÁY CỘNG HƯỞNG TỪ.
2.1.1.1 Hệ thống thu nhận và tái tạo ảnh.
Để tạo được ảnh MR hoàn chỉnh yêu cầu hai đường lưu lượng thông tin giữa khu
vực tương tự và số (hình 2.1). Nam châm, gradient, cuộn RF, và nguồn điện của
gradient và RF hoạt động trong vùng tương tự.
Hình 2.1: Vùng tín hiệu số và tương tự trong tạo ảnh MRI
Nam châm để tạo ra từ trường mạnh đồng nhất cần thiết cho quá trình tạo ảnh
cộng hưởng từ.
Khối gradient tạo ra các tín hiệu gradient khác nhau xảy ra theo một thứ tự đặc
biệt trong chu kỳ tạo ảnh. Trong mỗi chu kỳ thu nhận các gradient khác nhau sẽ được
bật tắt tại các thời điểm cụ thể. Các gradient được đồng bộ với các sự kiện khác nhau
như phát các xung RF và thu nhận tín hiệu RF.
Khối RF bao gồm hai chức năng thu và phát tín hiệu (có thể là hai cuộn dây
riêng rẽ, hoặc sử dụng một cuộn dây vừa thu vừa phát). Xung kích thích được phát ra

nhằm kích thích các proton lệch khỏi trạng thái cân bằng và phát tín hiệu RF khi hồi
phục.
18
Hình 2 2a: Hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ
Hình 2.2b: Sơ đồ hệ thống tạo ảnh cộng hưởng từ nói chung
19
Vùng số là trung tâm trong máy tính (hình 2.2a) thông thường nó được sử dụng
để cung cấp thông tin điều khiển (thời gian và biên độ tín hiệu) đến các bộ khuếch đại
gradient và RF, xử lý khoảng thời gian dữ liệu tín hiệu MRI quy hồi từ máy thu đến
thiết bị hiển thị và lưu trữ. Ngoài ra máy tính còn cung cấp các hàm điều khiển khác
nhau.
2.1.1.2. Nam châm
Trung tâm của hệ thống tạo ảnh là một nam châm tạo ra từ trường. Cơ thể bệnh
nhân được đặt trong từ trường trong quá trình tạo ảnh. Từ trường tạo ra hai hiệu ứng
dùng để tạo ảnh là sự nhiễm từ mô và cộng hưởng mô.
Cường độ từ trường là một nhân tố quan trọng quyết định đến chất lượng ảnh .
Một từ trường lớn sẽ làm tăng tỉ lệ tín hiệu / nhiễu, cho độ phân giải cao hơn và tốc độ
quét nhanh hơn, tuy nhiên, cường độ từ trường tăng đòi hỏi nam châm có cấu tạo đặc
biệt hơn, giá thành cao hơn và chi phí bảo quản cũng lớn hơn
Nam châm tạo từ trường chính phải được chế tạo với cường độ lớn và có tính
đồng nhất cao, từ trường tĩnh bao phủ toàn bộ vùng để chụp ảnh. Để sử dụng cho mục
đích tạo ảnh, từ trường phải vô cùng đồng đều trong không gian và không đổi theo thời
gian. Trong thực tế sử dụng, sự thay đổi không gian của trường chính trong máy chụp
cắt lớp phải bé hơn từ 1 dến 10 phần triệu (ppm) của một vùng có đường kính độ chừng
40cm. Để đạt được tính đồng nhất ở mức độ cao, phải chú ý trong khâu thiết kế nam
châm và dung sai trong quá trình chế tạo. Độ lệch về cường độ trường theo thời gian
thường yêu cầu nhỏ hơn 0.1 ppm/h.
Có hai đơn vị cường độ từ trường được sử dụng thông dụng là Gauss (G) và
Tesla (T) (1T = 10.000G). Từ trường tĩnh của máy MRI hiện đại thường có cường độ từ
trường nằm trong phạm vi từ 0.5 đến 1.5 T. Tỷ số tín hiệu trên tạp âm (SNR) là tỷ số

của điện áp tín hiệu NMR trên điện áp tạp âm. Tỷ số này tăng lên trong cơ thể bệnh
nhân và trong các thành phần của hệ thống thu tín hiệu. SNR là một trong những thông
số then chốt xác định khả năng thực hiện của máy cộng hưởng từ. Giá trị SNR tăng
tuyến tính theo cường độ trường. Khi cường độ trường được tăng lên thì tỷ số SNR
20
được cải thiện. Đó là nguyên nhân chính để chế tạo các nam châm có từ tính cao cho hệ
thống MRI.
Nam châm tạo ảnh là thành phần đắt nhất và quan trọng nhất của máy cộng
hưởng từ và nam châm là phần bao quanh bộ phận quét. Từ trường có thể được tạo ra
bằng việc sử dụng các dòng điện hoặc các nam châm vĩnh cửu. Trong cả hai trường
hợp, tại những điểm càng xa nguồn thì cường độ trường càng giảm xuống nhanh chóng,
và do vậy không tạo ra từ trường đồng đều. Để khắc phục điều này, cần thiết phải thêm
hoặc bớt nam châm xung quanh bệnh nhân để có từ trường đồng nhất.
Bên cạnh độ lớn từ trường mà nam châm tạo ra một điều quan trọng không kém
đó là độ chính xác của nó. Lực từ tại tâm của điểm tâm của nam châm cần phải đạt tới
độ hoàn hảo và phải đồng nhất. Sự thăng giáng (sự không đồng nhất của cường độ từ
trường ) trong vùng quét phải nhỏ hơn 3 phần triệu ( 3 ppm ). Có ba loại nam châm
chính đã được sử dụng trong các máy cộng hưởng từ:
1. Nam châm siêu dẫn
2. Nam châm vĩnh cửu
3. Nam châm điện
+ Nam châm vĩnh cửu (Hình 2.3): dạng nam châm cổ điển này tạo từ vật liệu sắt
từ ( vd thép ), được sử dụng để cung cấp một từ trường tĩnh. Với nam châm vĩnh cửu,
bệnh nhân được đặt trong khoảng giữa hai cực cố định của nam châm. Các nam châm
điện có cấu hình tương tự, nhưng bề mặt cực được chế tạo bởi các vật liệu từ dẻo, là
chất chỉ bị từ hóa khi có dòng điện bao quanh chúng. Các nam châm điện không cố
định sử dụng một nguồn điện bên ngoài. Với cả hai loại nam châm đó, vùng từ được
khép kín bởi các kẹp sắt mềm nối giữa hai điện cực. Khe hở giữa cặp bề mặt cực phải
đủ lớn để chứa bệnh nhân cũng như các cuộn gradient và các cuộn RF. Thể tích nam
châm cực lớn, trọng lượng có thể đạt tới 100 tấn, chỉ cần cài đặt một lần duy nhất và đòi

hỏi ít giá trị bảo quản. Nam châm vĩnh cửu chỉ có thể tạo ra một từ trường có độ lớn
hữu hạn và không cần cung cấp nguồn và hệ thống làm lạnh (thường < 0,4 T), độ ổn
định cũng như độ chính xác hữu hạn. Thay đổi nhiệt độ là nguyên nhân dẫn tới thay đổi
21
từ trường theo thời gian. Nếu bề mặt cực được chế tạo từ một vật liệu dẫn điện, các
dòng xoáy cảm ứng trong bề mặt điện cực có thể hạn chế hiệu suất
Hình 2.3: Cấu trúc một nam châm vĩnh cửu
+ Nam châm điện trở kháng : Máy cộng hưởng từ có thể sử dụng các nam châm
điện là các nam châm có từ 4 đến 6 cuộn dây lớn bọc đồng hoặc dây nhôm. Những
cuộn dây này hoạt động rất mạnh do nguồn cung cấp một chiều có công suất lớn (40
đến 100KW), một solenoid được cuốn lại từ dây đồng là xoay chiều với nam châm vĩnh
cửu. Nam châm này có giá thành thấp, nhưng cường độ từ trường vẫn hữu hạn và rất
kém ổn định. Trở kháng của những cuộn dây này sẽ làm cho vật liệu nóng lên, do đó
cần phải sử dụng dòng nước lạnh qua cuộn dây để ngăn chặn quá nhiệt. Sự tỏa nhiệt
tăng nhanh theo cường độ trường, do đó không thể sử dụng một nam châm điện trở có
cường độ từ trường từ 0.15 đến 0.3T cho tạo ảnh cộng hưởng từ. Hiện nay, các nam
châm điện trở, ít khi được sử dụng, trừ những ứng dụng chỉ cần cường độ trường rất
thấp (0.02 đến 0.06 T). Nam châm điện đòi hỏi một năng lượng điện đáng kể khi hoạt
động vì vậy sẽ làm tăng giá thành. Trong thực tế, dung sai chế tạo và trạng thái không
ổn định của từ trường có nguyên nhân từ từ trường bên ngoài, ví như lưới thép trong hệ
thống quấn quanh nam châm, làm tăng thêm tính không đồng nhất của từ trường trong
vùng tạo ảnh. Giảm tính không đồng đều bằng cách sử dụng các từ trường đệm. Một
phương pháp đạt được là phương pháp đệm chủ động (active shimming) tức sử dụng
thêm các cuộn dây (các cuộn dây điện trở, các cuộn dây siêu dẫn, hoặc một số loại
khác). Khi nam châm được lắp đặt, từ trường sẽ được xác định chính xác để chèn các
cuộn dây và dòng điện trong các cuộn dây chèn là được điều chỉnh để xóa bỏ hoàn toàn
22
những số hạng trong khai triển hàm điều hòa tới các số hạng có bậc cao hơn. Phương
pháp khác là đệm bị động (passive shimming), tận dụng các nam châm vĩnh cửu nhỏ
đặt tại các vị trí thích hợp dọc theo bên trong vách của lõi nam châm để xóa bỏ hoàn

toàn hết các lỗi từ trường. Thiết kế này đã trở lên lạc hậu
Hình 2.4: Phương pháp làm mát cuộn nam châm điện trở.
+ Nam châm điện siêu dẫn : Trong máy cộng hưởng từ hiện nay phần lớn sử
dụng nam châm siêu dẫn là nam châm có từ trường rất mạnh. Một nam châm siêu dẫn
là một nam châm điện tạo bởi cuộn dây có tính siêu dẫn. Cuộn dây này có điện trở xấp
xỉ bằng 0 khi đặt nó trong He lỏng và đưa nhiệt độ tới 0
o
tuyệt đối (-273,15
o
C hoặc 0
K ). Một dòng điện chảy trong lõi cuộn dây và dòng điện này sẽ còn tồn tại nếu nhiệt độ
của He lỏng được duy trì ( có một vài tổn thất có thể xảy ra do trở kháng ban đầu của
lõi cuộn dây, những tổn thất này là khoảng vài phần triệu / năm )
Hình 2.5:Cấu trúc cuộn nam châm siêu dẫn
Độ dài điển hình của một cuộn dây siêu dẫn trong nam châm là khoảng vài
mét. Lõi cuộn dây được giữ ở nhiệt độ 4,2 K bằng cách nhúng trong He lỏng. Lõi cuộn
23
dây và He lỏng chứa trong 1 dewar lớn. Thể tích điển hình của He lỏng trong một nam
châm cộng hưởng từ là khoảng 1700 l. Trong các thiết kế trước kia, dewar này được
bao quanh bởi Nitrogen lỏng (nhiệt độ 77,4 K). Dewar hoạt động như một tầng đệm
nhiệt giữa nhiệt độ phòng (293 K) và He lỏng. Trong các thiết kế nam châm về sau,
vùng Nitrogen lỏng được thay thế bằng quạt làm mát. Thiết kế này đã loại bỏ sự cần
thiết phải thêm Nitrogen lỏng vào nam châm. Một điều đang được chờ đợi là quạt làm
mát cho He lỏng sẽ sớm được sử dụng
Nhược điểm của kỹ thuật nam châm là làm lạnh cần được bổ sung và làm đầy
thường xuyên. Giá thành của He lỏng trong toàn bộ nam châm có thể cao.
Bảng2.1: Giá thành các phụ liệu trong nam châm điện siêu dẫn
Giá ( USD/L ) 3,5 $
Thể tích He 1700 l
Boiloff ( L/Hr ) ~ 0,03

Refil interval ( Năm ) ~4
Với thiết kế này có sự cải tiến đáng kể về cường độ từ trường. Điều này có
nghĩa là một cuộn dây siêu dẫn rất nhỏ cũng có thể tải một dòng điện lớn mà không bị
nóng. Nó có khả năng tạo ra một nam châm với rất nhiều vòng dây nhỏ cuộn lại và sau
đó cho dòng điện lớn chạy qua để tạo từ trường mạnh.
Hình 2.6 biểu diễn toàn khối nam châm siêu dẫn có cường độ từ trường là 1.5T,
đường kính lõi là 1m. Bệnh nhân, các cuộn RF và gradient được định vị bên trong lõi.
Hình 2.6: Ví dụ về một khối nam châm siêu dẫn
Chất siêu dẫn là chất có giá trị điện trở bằng 0. Vào những năm 50, một lớp vật
liệu dẫn mới được phát hiện ra là hợp kim của niobium và titanium và đã được sử dụng
24
rất nhiều trong chế tạo nam châm siêu dẫn cho máy cộng hưởng từ. Tính siêu dẫn của
vật liệu này tại nhiệt độ cao hơn nhiều các chất đã biết trước đây.
Hình 2.7 minh họa hình vẽ của một khối nam châm siêu dẫn. Trong trường hợp
này, 6 cuộn dây siêu dẫn được nối tiếp nhau thành một dãy và mang một dòng có
cường độ lớn trên 200A để tạo ra từ trường 1.5T. Đường kính của các cuộn vào khoảng
1.3m, và chiều dài toàn bộ của cuộn dây là khoảng 65km. Toàn bộ chiều dài của cuộn
dây phải không có lỗi nào, những lỗi nếu có sẽ làm gián đoạn đặc tính siêu dẫn của dây.
Dòng trong cuộn dây chảy liên tục chừng nào mà nhiệt độ của cuộn dây còn duy trì
dưới nhiệt độ siêu dẫn. Nhiệt độ này vào khoảng 10K với cuộn niobium - titanium.
Những cuộn dây này được giữ với nhiệt độ thấp bằng cách đặt chúng trong hệ thống
làm lạnh có hai vách ngăn (tương tự như là cái phích đựng nước) cho phép chúng ngập
vào chất lỏng helium ở nhiệt độ 4.2K.
Sự tăng nhiệt độ từ từ của chất lỏng Heli có nguyên nhân từ sự tản nhiệt bên
trong hệ thống làm lạnh. Do đó nguồn helium phải được thay thế định kỳ. Nhiều nam
châm bây giờ sử dụng những tủ làm lạnh để giảm bớt hoặc loại trừ yêu cầu làm đầy lại
nguồn dự trữ dung dịch helium. Bởi khả năng đạt được từ trường rất mạnh và ổn định
mà không cần tiêu thụ quá mức, nam châm siêu dẫn đã trở thành nguồn của từ trường
chính cho máy cộng hưởng từ.
Hình 2.7: Mô hình chi tiết khối nam châm siêu dẫn.

2.1.1.3. Cuộn Gradient
Khi hệ thống MR trong trạng thái nghỉ không tạo ảnh, từ trường hoàn toàn đồng
nhất trên vùng cơ thể người bệnh. Tuy nhiên trong quá trình tạo ảnh từ trường bị méo
dạng với các gradient. Gradient chỉ là thay đổi trong cường độ từ trường từ điểm này so
25