Nghiên cứu ứng dụng tạo ảnh cộng hưởng từ xung flair (fluid attenuated inversion recovery) trên máy cộng hưởng từ 1,5 tesla

Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

MỞ ĐẦU
Lý do chọn đề tài
Chẩn đoán hình ảnh hiện nay đã chứng tỏ là một bộ phận không thể
thiếu trong các hoạt động chẩn đoán, điều trị của hệ thống chăm sóc sức
khỏe cộng đồng. Một trong những thiết bị dẫn đầu về mức độ ứng dụng và
hiện đại là thiết bị chụp ảnh cộng hƣởng từ hạt nhân MRI. Hiện nay trên cả
nƣớc có nhiều hệ thống MRI các loại với cƣờng độ từ trƣờng từ 1.5T trở lên.
Trực tiếp vận hành các hệ thống MRI trên phần lớn là kỹ thuật viên và một số
ít bác sĩ. Các cơ sở giảng dạy về MRI hiện tại có ĐH Bách Khoa Hà Nội,
một số trƣờng Đại học Kỹ thuật khác, Viện vật lý - Ngành Vật lý kỹ thuật và
các khoa Chẩn đoán hình ảnh của các trƣờng đại học Y. Tài liệu tham khảo
tiếng Việt rất hạn chế, chủ yếu là các tài liệu dịch thuật lƣu hành nội bộ với các
thông tin cung cấp ở dạng cơ bản. Sinh viên, các kỹ thuật viên và bác sĩ hoạt
động trực tiếp trong lĩnh vực này thƣờng gặp nhiều khó khăn khi tiếp cận
các khía cạnh kỹ thuật cũng nhƣ ứng dụng của MRI vì bản chất phức tạp của
nó. Vì vậy, đối tƣợng mà luận văn hƣớng đến là: Sinh viên ngành Vật lý kỹ
thuật, sinh viên khối chuyên ngành kỹ thuật y sinh các trƣờng Đại học, các
kỹ thuật viên và bác sĩ hoạt động trong lĩnh vực này với mục tiêu cung cấp
một tài liệu tham khảo hữu ích, tạo cơ sở cho việc tiếp cận các kỹ thuật mới
đƣợc thuận lợi hơn. Bên cạnh đó, đề tài đƣợc chọn là do có sự giúp đỡ và tạo
điều kiện của các thầy cô trong nhà trƣờng, hỗ trợ về mặt chuyên môn và tài
liệu kỹ thuật của các kỹ sƣ nhiều kinh nghiệm, sự hỗ trợ về mặt ứng dụng
của các bác sĩ trực tiếp làm việc với MRI trong nhiều năm và đặc biệt là từ nhu
cầu có thực của việc tìm hiểu MRI một cách hệ thống.

1

Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

Mục đích nghiên cứu
Mục đích nghiên cứu của luận văn này là:
1- Tìm hiểu nguyên lý và tạo ảnh hệ thống cộng hƣởng từ.
2- Bƣớc đầu so sánh chất lƣợng tạo ảnh xung FLAIR chụp nhanh và
xung FLAIR thƣờng qui trên máy 1.5 Tesla.

Phƣơng pháp nghiên cứu
Luận văn đƣợc tiến hành thông qua phƣơng pháp lý thuyết và thực
hành trên bệnh nhân thực tế. Việc khảo sát đƣợc thực hiện bằng thực tế tại
máy chụp cộng hƣởng từ 1,5 Tesla.

Bố cục luận văn
Luận văn ngoài phần mở đầu thì chia làm 5 chƣơng
CHƢƠNG 1: CƠ SỞ LÝ THUYẾT TẠO ẢNH CỘNG HƢỞNG TỪ
CHƢƠNG 2: CÁC THÀNH PHẦN CỦA HỆ THỐNG MRI
CHƢƠNG 3: CÁC CHUỖI XUNG RF
CHƢƠNG 4: ẢNH CỘNG HƢỞNG TỪ
CHƢƠNG 5:
KHẢO SÁT ỨNG DỤNG TẠO ẢNH CỘNG HƢỞNG TỪ XUNG PHỤC HỒI
ĐẢO NGHỊCH TÍN HIỆU NƢỚC (FLAIR – Fluid Attenuated Inversion
Recovery) TRÊN MÁY CỘNG HƢỞNG TỪ 1,5 Tesla.

2

Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

CHƢƠNG 1
CƠ SỞ LÝ THUYẾT TẠO ẢNH CỘNG HƢỞNG TỪ
Khi một hạt nhân đƣợc đặt trong trƣờng từ nó sẽ sắp xếp theo trƣờng
từ, nó không cố định, mômen từ hạt nhân tiến động hoặc quay quanh trục
của trƣờng từ. Tiến động là một hiện tƣợng vật lý có kết quả từ tƣơng tác giữa
trƣờng từ và động lƣợng quay của hạt nhân. Điều quan trọng của tiến động hạt
nhân là nó tạo ra cho hạt nhân rất nhạy, hoặc quay với năng lƣợng RF có tần số
giống với tần số tiến động. Điều kiện này gọi là cộng hƣởng và là cơ sở cho tạo
ảnh MRI.
Cộng hƣởng là cơ sở cho hấp thụ và phát năng lƣợng đối với nhiều vật
thể và thiết bị. Các vật thể có ảnh hƣởng nhiều nhất trong trao đổi năng
lƣợng tại tần số cộng hƣởng. Cộng hƣởng của vật thể hoặc thiết bị đƣợc xác
định bằng các đặc tính vật lý nào đó. Tần số cộng hƣởng của một hạt nhân
đƣợc xác định bằng sự kết hợp giữa các đặc tính của hạt nhân và cƣờng độ từ
trƣờng. Tần số cộng hƣởng còn gọi là tần số Larmor.
1.1 Từ tính của các spin
Nhƣ chúng ta đã biết, một điện tích (âm hoặc dƣơng) khi chuyển động
sẽ tạo thành một từ trƣờng. Điện tích chuyển động càng nhanh thì từ trƣờng
sinh ra càng lớn. Hạt nhân nguyên tử bao gồm các hạt mang điện proton và
các hạt không mang điện neutron. Neutron và proton có khối lƣợng xấp xỉ
nhau, gấp 1840 lần khối lƣợng của electron, và đƣợc gọi chung là các
nucleon. Cả proton và neutron đều có thuộc tính tự quay quanh mình gọi là
spin, do đó tạo thành moment từ. Trong hạt nhân, nếu các proton tạo thành
từng cặp theo hai hƣớng đối nhau thì momen từ của chúng sẽ khử lẫn nhau
và không thể tạo thành các momen từ hạt nhân, nhƣ vậy hạt nhân sẽ không
thể phản hồi lại các xung tần số radio hay tạo ảnh. Vì thế chỉ có các hạt nhân

3


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

có số lẻ các neutron và proton mới có momen từ và đƣợc sử dụng trong tạo
ảnh MRI [2].

Hình 1.1 Một hạt nhân có điện tích hoạt động như một nam châm
Trong cơ thể, sự tập trung các thành phần hóa học trong mô có thể cho
ta thấy đƣợc tuỳ vào các loại mô và các hệ số trao đổi chất và trạng thái bệnh
lý. Bốn nguyên tố Hydro, Carbon, Nito, Oxy chiếm tới 99% mô. Các nguyên
tố khác nhƣ Natri, Photpho, Kali… có mặt với độ tập trung rất thấp. Canxi
tập trung trong xƣơng hoặc trong các chất lắng cặn riêng biệt. Đồng vị nhiều
nhất của bốn loại nguyên tố chiếm tới 99% mô là Hydro-1, Carbon-12, Nito14 và Oxy-14. Chỉ Hydro là một trong bốn loại đồng vị có hạt nhân từ tính
mạnh.
Hạt nhân của nguyên tử Hydro có cấu tạo đơn giản nhất, chỉ gồm có
proton mà không chứa neutron. Đây là nguyên tố thích hợp nhất cho tạo ảnh
cộng hƣởng từ vì:
- Hydro là nguyên tố rất phổ biến trong cơ thể ngƣời chủ yếu là trong
nƣớc và mỡ.
- Hydro có độ nhạy cao nhất với cộng hƣởng từ so với các nguyên tố
khác.
1.2 Chuyển động của các spin trong từ trƣờng
Trong điều kiện bình thƣờng, khi không có tác động của từ trƣờng
ngoài moment từ của hạt nhân 1H sắp xếp ngẫu nhiên. Lúc này từ trƣờng
4

Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

tổng của chúng bằng không.
Khi ta đƣa vào từ trƣờng ngoài B0, các moment từ sẽ thay đổi theo
hƣớng của B0. Các moment từ hay các spin bị buộc thay đổi theo hai hƣớng
so với B0, song song hoặc đối song.

Hình 1.2 Các spin định hướng theo từ trường B0
Thực chất trục của moment từ không thẳng hàng với hƣớng của B0,
chúng chuyển động tiến động quanh B0 với tần số riêng. Điều này giống với
sự tự chuyển động của trái đất xung quanh nó.

Hình 1.3 Vector từ trường song song và đối song
với từ trường chính B0

5


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

Các proton với mức năng lƣợng thấp sẽ sắp xếp theo hƣớng từ trƣờng
ngoài, các proton có mức năng lƣợng cao sẽ sắp xếp ngƣợc hƣớng từ trƣờng
ngoài. Thông thƣờng số lƣợng các proton ở mức năng lƣợng thấp hơn nhiều
so với số proton ở mức năng lƣợng cao. Số lƣợng spin chênh lệch theo hai
hƣớng phụ thuộc các yếu tố sau:

- Mật độ proton trong một đơn vị thể tích.
- Cƣờng độ từ trƣờng ngoài càng lớn thì số lƣợng proton sắp xếp theo
hai hƣớng ngƣợc nhau càng lớn.
Tƣơng quan giữa số lƣợng proton có vector spin định hƣớng cùng
chiều có mức năng lƣợng thấp N- và ngƣợc chiều có mức năng lƣợng cao N+
với từ trƣờng ngoài tuân theo phân bố Boltzmann:
N-/N+ = e-∆E/kT.
Với: E là sự chênh lệch giữa hai mức năng lƣợng
k là hằng số Boltzmann, k = 1.3805x10-23 J/Kelvin
T là nhiệt độ tuyệt đối, tính theo đơn vị Kelvin.
Sự chênh lệch hai mức năng lƣợng tỷ lệ với tần số:
E = h
- Tia X

ν ≈ 1019

- Tia cực tím

ν ≈ 1016

- Tia nhìn thấy

ν ≈ 5 x 1014

- Sóng Radio

ν ≈ 107 (MRI)

- Trong đó: h là hằng số Plank
ν là tần số

Nhƣ vậy, năng lƣợng sử dụng trong MRI thấp hơn năng lƣợng sử dụng
trong máy CT hay X-quang. Tuy nhiên, do mật độ proton trong cơ thể rất lớn
nên vẫn có khả năng tạo ảnh chất lƣợng tốt mà không gây nguy hiểm cho
bệnh nhân [2].

6


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

1.3 Tần số Lamor
Giống nhƣ con quay quay đảo xung quanh trục của nó, các proton cũng
quay đảo xung quanh trục đƣợc gọi là chuyển động tiến động quanh trục từ
trƣờng ngoài khi proton đƣợc đặt trong từ trƣờng ngoài. Tần số của chuyển
động tiến động này tỷ lệ với cƣờng độ từ trƣờng ngoài và đƣợc gọi là tần số
Lamor. Khi đƣa vào một xung RF có tần số đúng bằng tần số Lamor thì hiện
tƣợng cộng hƣởng xảy ra.

Hình 1.4 Sự quay đảo của các spin giống như con quay
Tần số tiến động của hạt nhân có thể tính theo công thức:
f = µB0/2лL
Trong đó: f là tần số tiến động của hạt nhân
µ là mômen từ proton
B0 là cƣờng độ từ trƣờng tính theo đơn vị Tesla
L là động lƣợng góc quay proton
Đặt γ = µ/2лL. Do µ và 2лL là cố định với mỗi hạt nhân nên γ cũng là
hằng số đối với mỗi hạt nhân.
Nhƣ vậy ta có phƣơng trình viết đơn giản là: f = γB0. Với γ gọi là hệ

số từ hồi chuyển, đặc trƣng cho mỗi hạt nhân.
Phƣơng trình trên gọi là phƣơng trình Larmor. Đây là phƣơng trình cơ
bản, cho biết tần số cộng hƣởng (tần số Larmor) của một hạt nhân tỷ lệ với

7


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

từ trƣờng ngoài B0 tác động lên nó.
Nếu đặt lên cơ thể một năng lƣợng RF có tần số tƣơng ứng với tần số
cộng hƣởng hạt nhân, một phần năng lƣợng sẽ bị hạt nhân hấp thụ. Sự hấp
thụ năng lƣợng này sẽ làm cho trục của các proton ra khỏi hƣớng của từ
trƣờng. Năng lƣợng này làm cho các proton rơi vào trạng thái kích thích [3].
1.4 Sự hồi phục T1
Khi hạt nhân từ đƣợc đặt trong một từ trƣờng, nó trở nên nhiễm từ
theo hƣớng dọc. Nó sẽ duy trì trạng thái này cho đến khi từ trƣờng thay đổi
hoặc sự nhiễm từ đƣợc định hƣớng lại do đặt một xung RF, qua một khoảng
thời gian nó sẽ trở về vị trí dọc ban đầu. Khi một hạt nhân đang ở trạng thái
kích thích, nó có thể truyền năng lƣợng hấp thụ cho các hạt nhân khác hoặc
các cấu trúc mô xung quanh để có thể quay trở về vị trí sắp xếp ban đầu và
không bị kích thích nữa. Quá trình đó gọi là quá trình phục hồi T1. Thời gian
yêu cầu cho sự nhiễm từ dọc tăng lại phụ thuộc vào đặc tính của vật liệu và
cƣờng độ từ trƣờng.
Quá trình phát ra năng lƣợng RF xảy ra khi các spin chuyển từ mức
năng lƣợng cao sang mức năng lƣợng thấp, sắp xếp theo hƣớng B0. Quá trình
phát tín hiệu RF là kết quả của quá trình thành phần từ hoá theo trục Z (M z)
khôi phục lại trở về giá trị M0. T1 là thời gian hồi phục dọc hay hồi phục

Spin-lattice, đó là thời gian thƣ giãn để thành phần từ hoá dọc trở lại trạng
thái ban đầu hay sự hồi phục dọc.
Ở trạng thái cân bằng, vectơ từ hoá thực nằm theo hƣớng của từ trƣờng
ngoài B0, và đƣợc gọi là véctơ từ hoá cân bằng M0.
Khi đó: M0 = Mz
Ta có thể thay đổi véctơ từ hoá thực bằng cách đƣa vào hệ thống các
spin này một năng lƣợng bằng năng lƣợng chênh lệch giữa hai trạng thái của
spin. Khi năng lƣợng này đủ lớn thì Mz=0.

8


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

Khi tác động xung RF tạo ra từ trƣờng B1, các spin quay theo các góc
do chuỗi xung lựa chọn, một số proton sẽ đạt tới mức năng lƣợng cao và
vectơ của chúng đối song với từ trƣờng ngoài B0, nó sẽ triệt tiêu bớt với
những véctơ song song với từ trƣờng ngoài B0. Do vậy thành phần từ hoá
dọc giảm.
Tắt xung RF, các proton sẽ quay trở về trạng thái ban đầu khi chƣa có
xung RF tác động. Các proton này chuyển hƣớng dần dần và liên tiếp nhau
sau thời điểm tắt xung RF cho đến khi thành phần từ hoá dọc trở về giá trị
M0. Phƣơng trình toán học mô tả sự hồi phục dọc:
Mz = Mø * ( 1 - e-t/T1 )

Hình 1.5 Đường cong hồi phục T1
Thời gian phục hồi T1 thay đổi tuỳ thuộc vào từng loại mô và có thể
dùng để tạo tƣơng phản ảnh, đó là thời gian yêu cầu để sự nhiễm từ tăng lên

lại hoặc là thời gian phục hồi. Do là hàm mũ nên rất khó xác định thời gian
chính xác sự nhiễm từ đạt thời gian cực đại của nó. Theo quy ƣớc thời gian
phục hồi là thời gian cần thiết để sự nhiễm từ đạt 63% giá tri cực đại của nó.
Ngƣời ta dùng con số 63% vì lý do toán học chứ không phải vì lý do y tế. Sự
nhiễm từ dọc tiếp tục tăng lên theo thời gian và đạt 87% giá trị cực đại sau 2
lần T1 và 95% sau 3 lần T1. Với mục đích thực hành, sự nhiễm từ có thể coi
là đạt cực đại sau 3 lần giá trị T1 của một mô cụ thể.

9


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

1.5 Sự phân rã T2
Nhiễm từ ngang đƣợc tạo ra khi đặt một xung RF lên mô. Xung này
thƣờng là xung 90º, làm chuyển từ nhiễm từ dọc sang nhiễm từ ngang.
Nhiễm từ ngang là trạng thái kích thích vì vậy không ổn định và nhanh
chóng phân rã sau khi kết thúc xung kích thích. Phân rã nhiễm từ ngang cũng
là một quá trình dãn, đặc trƣng bởi thời gian phân rã T2. Các loại mô khác
nhau có các giá tri T2 khác nhau và có thể dùng để phân biệt giữa các loại
mô khác nhau và tạo tƣơng phản ảnh.
Ban đầu các vector moment từ nghiêng xuống mặt phẳng XY, tất cả
chúng đều đồng pha. Nếu thành phần từ hoá thực nằm trên mặt phẳng XY thì
nó sẽ quay quanh trục Z ở tần số bằng tần số Larmor. Sau đó, thành phần từ
hoá thực bắt đầu di pha do các nhóm spin chịu tác động của một từ trƣờng
hơi khác nhau và quay với tần số Larmor của riêng nó. Thời gian quay càng
dài thì sự di pha càng lớn. Hằng số thời gian miêu tả sự trở về trạng thái cân
bằng của thành phần từ hoá ngang, MXY, đƣợc gọi là thời gian hồi phục

ngang T2.
Nhƣ vậy, T2 là thời gian các proton chuyển từ đồng pha sang di pha,
từ hoá ngang tổng bằng 0. Đó là quá trình hồi phục ngang.
Phƣơng trình toán học mô tả quá trình hồi phục ngang:
Mxy = Mø * e-t/T2

Hình 1.6 Đường cong hồi phục T2
10


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

Tín hiệu suy giảm thu đƣợc từ quá trình hồi phục ngang đƣợc mô tả
bởi một đƣờng cong theo hàm mũ. T2 là thời gian sau khi kích thích, biên độ
tín hiệu giảm còn 37% giá trị gốc của nó.
Trong sự phân rã T2, năng lƣợng hấp thụ từ một proton đƣợc chuyển
sang proton khác, và tiếp tục duy trì nhƣ sự kích thích spin. Càng nhiều sự
trao đổi xảy ra, thành phần từ hoá ngang càng phân tán ngẫu nhiên và giảm
tới 0, chỉ còn vector gốc của không gian từ hoá. Các proton vẫn còn bị kích
thích, nhƣng đã phân tán ngẫu nhiên theo hƣớng vuông góc với từ trƣờng
chính. Các mô có cấu tạo khác nhau nên chúng cũng có tốc độ lệch pha khác
nhau. Do đó, thời gian phân rã T2 của các mô khác nhau cũng khác nhau.
Quá trình hồi phục dọc và ngang diễn ra trong những khoảng thời gian
dài ngắn tuỳ thuộc vào bản chất của mô tế bào. Hai quá trình này diễn ra
đồng thời và độc lập với nhau.
Giữa T1 và T2 có điểm khác nhau. T1 thƣờng dài hơn T2. T1 thƣờng
là 300ms – 2000ms, T2 thƣờng là 30ms - 150 ms. Mặt khác, nếu nhƣ T1 thay
đổi theo cƣờng độ từ trƣờng chính thì T2 lại không bị ảnh hƣởng bởi cƣờng

độ từ trƣờng chính.
1.6 Sự di pha T2*

Hình 1.7 Tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân suy giảm nhanh hơn theo T2*

11


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

Trong thực tế, tín hiệu MRI suy giảm nhanh hơn so với T2. Suy giảm
T2 thuần tuý là một hàm tƣơng tác hoàn toàn ngẫu nhiên giữa các spin. Giả
thiết là từ trƣờng chính B0 hoàn toàn đồng đều. Trong thực tế có rất nhiều
yếu tố tạo nên sự không hoàn hảo trong sự đồng đều của từ trƣờng. Bản thân
nam châm cũng có các lỗi trong cấu trúc của nó. Các mô khác nhau có độ
nhạy với từ trƣờng khác nhau nên làm méo từ trƣờng tại biên của các mô,
đặc biệt tại bề mặt tiếp xúc mô-không khí. Hơn nữa, các bệnh nhân có thể
mang theo một vài đồ vật kim loại nhƣ vòng, kẹp,… có thể ảnh hƣởng đến từ
trƣờng. Tổng tất cả các ảnh hƣởng cố định và ngẫu nhiên đƣợc gọi là T2*.
1.7 Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do (FID-Free Induction Decay)
Khi ngƣng phát xung RF, các proton lại bi ảnh hƣởng bởi từ trƣờng
chính B0 và chúng bị sắp xếp theo hƣớng B0. Do đó các proton sẽ phát ra
năng lƣợng đã hấp thụ. Biên độ ban đầu của tín hiệu đƣợc xác định bởi vị trí
của véctơ từ hoá M0 nghiêng trên mặt phẳng XY. Điều này lần lƣợt đƣợc xác
định bởi sin của góc nghiêng α. Tín hiệu cực đại thu đƣợc khi góc nghiêng
bằng 900. Tín hiệu này không bị ảnh hƣởng bởi Gradient từ trƣờng và đƣợc
gọi là suy giảm cảm ứng tự do (FID).
Tín hiệu này chính là tín hiệu khi các proton chuyển động tiến động,

tạo ra một điện áp cảm biến định hƣớng vuông góc với từ trƣờng chính. Đó
là tín hiệu dao động theo tần số cộng hƣởng của các proton và suy giảm theo
hàm số mũ. Biên độ ban đầu của chúng phụ thuộc không gian từ hoá trƣớc
khi phát xung kích thích. Khi các proton sắp xếp lại theo từ trƣờng chính thì
biên độ của tín hiệu này bằng 0.
Có hai vấn đề khi sử dụng tần số FID trong tạo ảnh. Thứ nhất là rất
khó có thể thu đƣợc trực tiếp các tín hiệu MRI sau khi phát xung 900. Các
xung phát ra có biên độ lớn hơn các xung nhận. Để thể hiện đƣợc các xung
12


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

lớn phát ra cần tối thiểu vài ms. Trong suốt kỳ đi xuống, cuộn thu không thể
đáp ứng lại với các tín hiệu do các hạt nhân quay.
Vấn đề thứ hai với FID là thời gian phân rã T2 của mô đƣợc quan tâm
thƣờng bị che lấp bởi các hiện tƣợng khác mà có tác động tƣợng tự lên tín
hiệu. Tần số cộng hƣởng của các proton phụ thuộc vào từ trƣờng đặt vào. Từ
trƣờng không đồng nhất khi đi qua cơ thể, đặc biệt trong các thiết bị ảnh, nơi
mà có kích thƣớc cỡ 100cm, tạo ra sự thay đổi tần số tiến động trong các thể
tích mẫu. Sự thay đổi này không thể phân biệt đƣợc với sự suy giảm tín hiệu
T2 thực khi các proton tƣơng tác với nhau để tạo ra sự di pha. Sự suy giảm
biên độ FID chỉ ra trong hình vẽ nhƣ là kết quả của hai quá trình:
- Di pha do sự không đồng nhất của từ trƣờng, quy định bởi thời gian
không đổi T2*.
- Di pha do tƣơng tác spin-spin, quy định bởi thời gian không đổi T2.
Bởi vì hiện tƣợng không đồng đều là đặc điểm của hệ thống MRI, mà
không phải do bệnh nhân, chúng ta có thể đƣa ra cách loại bỏ thành phần

T2* cho FID. Ảnh hƣởng của từ trƣờng không đồng nhất có thể làm giảm
bằng cách đặt vào một xung di pha đƣợc mô tả trong phần tần số xung dội.
Kết luận: Chƣơng này trình bày về cơ sở, nguyên lý xây dựng thiết bị
chụp cắt lớp cộng hƣởng từ hạt nhân và quá trình tạo ảnh. Trong đó đã trình
bày khái quát khái niệm hiện tƣợng cộng hƣởng từ, cơ sở nguyên lý của hiện
tƣợng cộng hƣởng từ hạt nhân, mô tả đƣợc sự hình thành và thu nhận tín
hiệu cộng hƣởng từ hạt nhân. Bên cạnh đó cũng chú trọng trình bày về các
phƣơng pháp mã hóa không gian cho tín hiệu cộng hƣởng từ nhằm mục đích
nắm rõ lý thuyết về cộng hƣởng từ giúp cho quá trình nghiên cứu khai thác,
sử dụng hệ thống cộng hƣởng từ 1.5 Tesla đƣợc tốt hơn.

13


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

CHƢƠNG 2
CÁC THÀNH PHẦN CỦA HỆ THỐNG MRI
Một hệ thống RMI thông thƣờng bao gồm rất nhiều thành phần, chia
làm nhiều khối và chi tiết khác nhau, nhƣ trên hình 2.1.

Hình 2.1 Sơ đồ khối tạo ảnh cộng hưởng từ
Radio receive : thu sóng radio, Radio transmitter: phát sóng radio
Computer: Máy tính, Gradient control: Điều khiển chênh từ, Signal
converter: Chuyển đổi tín hiệu, Main field magnet: Từ trường chính,
Gradien coil : Cuộn chênh từ

14

Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

2.1 Nam châm
Nam châm là thành phần lớn và đắt tiền nhất của hệ thống MRI , các
thành phần còn lại của hệ thống đƣợc xây dựng xung quanh nó. Hệ thống
nam châm làm nhiệm vụ tạo ra từ trƣờng chính. Nam châm có cƣờng độ
càng mạnh thì tạo ảnh càng chính xác. Từ trƣờng chính yêu cầu phải có tính
đồng nhất cao và không đổi theo thời gian, tuy nhiên trong điều kiện thƣc tế
thƣờng bị tác động bởi việc chế tạo nam châm và các điều kiện môi trƣờng,
độ không đồng nhất đƣợc giới hạn trong khoảng 3 phần triệu (3 ppm), độ
lệch theo thời gian phải nhỏ hơn 0,1 phần triệu ( 0,1 ppm). Trong y tế ngƣời
ta thƣờng sử dụng 3 loại nam châm có từ trƣờng từ 0,2 T đến 9,4 T .
2.1.1 Nam châm vĩnh cửu ( Permanent magnet )
Nam châm vĩnh cửu thƣờng đƣợc chế tạo từ các vật liệu nhiễm từ ( ví
dụ các hợp kim thép có chứa thành phần đất hiếm nhƣ neodymiun ) có thể
đƣợc cung cấp từ trƣờng tĩnh. Một nam châm vĩnh cửu có từ trƣờng đủ
mạnh để sử dụng cho hệ thống MRI rất lớn và cồng kềnh có thể đến 100
tấn. Việc bảo dƣỡng nam châm vĩnh cửu rất rẻ tiền nhƣng nó không thể so
sánh đƣợc với các loại nam châm khác sử dụng trong hệ thống MRI đặc
biệt là các lý do an toàn vì không thể tắt từ trƣờng của nam châm vĩnh cửu.
Nam châm vĩnh cửu cũng yêu cầu các biện pháp đặc biệt để đƣa hệ thống
đến nơi lắp đặt.
2.1.2 Nam châm điện (Resitive electromagnet )
Nam châm điện đƣợc chế tạo từ một cuộn dây đồng trở nên có từ tính
khi có dòng điện đi qua nó để thay thế cho nam châm vĩnh cửu. Chúng sử
dụng những cuộn dây lớn bọc đồng hoặc nhôm. Loại nam châm này có công

suất lớn ( một nam châm 0,15 T sử dụng khoảng 50 KW, đối với 1,5 T con
số này là 5 MW ). Loại nam châm này có hiệu suất rất thấp, năng lƣợng hầu
hết dƣới dạng nhiệt do đó yêu cầu phải có một hệ thống làm mát hết sức
15


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

phức tạp. Lợi thế của loại nam châm này là chi phí ban đầu thấp, đơn giản và
chi phí vận hành không cao. Tuy nhiên do hiệu suất thấp do đó từ trƣờng tạo
ra không cao, vì khi tạo từ trƣờng cao nhiệt lƣợng toả ra sẽ rất lớn. Không
những thế nam châm điện có độ ổn định thấp ảnh hƣởng rất lớn đến độ chính
xác khi tạo ảnh.
2.1.3 Nam châm siêu dẫn ( Superconducting electromagnet )
Thành phần không thể không nhắc tới trong hệ thông cộng hƣởng từ là
hệ thống nam châm siêu dẫn, nó giữ một vai trò hết sức quan trọng trong quá
trình tạo ảnh.

Hình 2.2 Nam châm siêu dẫn
Khi hợp kim niobium-titan hoặc niobium-tin đƣợc làm mát trong
Helium lỏng đến nhiệt độ 4k, chúng trở thành chất siêu dẫn (trở kháng ~ 0).
Một nam châm điện đƣợc chế tạo từ chất siêu dẫn có thể có từ trƣờng rất cao
vì nam châm siêu dẫn có hiệu suất cao, lƣợng nhiệt toả ra rất ít. Việc chế tạo

16


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

nam châm siêu dẫn là rất tốn kém và phức tạp, hơn nữa heli lỏng bảo quản
rất đắt tiền và khó khăn trong việc xử lý. Tuy nhiên, nam châm siêu dẫn làm
lạnh bằng heli lỏng là loại phổ biến nhất hiện nay trong hệ thống MRI. Hầu
hết các cuộn nam châm siêu dẫn đều đƣợc ngâm trong heli lỏng bên trong
một ống gọi là thiết bị ổn nhiệt. Mặc dù đƣợc cách nhiệt rất tốt nhƣng nhiệt
độ môi trƣờng khiến cho helium dần dần bay hơi. Trƣớc đây loại nam châm
này yêu cầu phải đƣợc đổ helium thƣờng xuyên, nhƣng hiện tại với công
nghệ Zero boil off ngƣời ta tăng khoảng thời gian nạp thêm heli từ 3 - 10
năm. Thông thƣờng thiết bị làm lạnh thƣờng có bình ngƣng tụ để ngƣng tụ
Heli bay hơi và cung cấp ngƣợc lại bình Heli. Nam châm sử dụng trong hệ
thống MRI có nhiều hình dạng, thông thƣờng nam châm vĩnh cửu có hình
chữ C, còn nam châm siêu dẫn có hình trụ. Tuy nhiên nam châm siêu dẫn
hình chữ C và nam châm vĩnh cửu hình hộp vẫn đƣợc sử dụng. Cƣờng độ từ
trƣờng là hệ số quan trọng trong chất lƣợng hình ảnh. Cƣờng độ từ trƣờng
cao tăng hệ số S/N, nâng cao độ phân giải và tốc độ quét. Tuy nhiên cƣờng
độ từ trƣờng cao đòi hỏi chi phí bảo dƣỡng cao và độ an toàn cũng phải đƣợc
đảm bảo tốt hơn. Hệ thống MRI sử dụng cƣờng độ từ trƣờng 1-1,5T đạt đƣợc
hiệu quả tốt nhất giữa chi phí và chất lƣợng hình ảnh nên thƣờng đƣợc sử
dụng trong tạo ảnh y tế. Tuy nhiên đối với tạo ảnh một số bộ phận đặc biệt
nhƣ tạo ảnh não bộ ngƣời ta vẫn sử dụng cƣờng độ từ trƣờng cao hơn, lên
đến 3T.
Các nam châm siêu dẫn MRI thƣờng sử dụng helium lỏng và có thể cả
nitrogen lỏng giữ cho dây dẫn đủ lạnh để giữ nguyên tính siêu dẫn. Các vật
liệu siêu dẫn nhiệt độ cao hơn mới đựơc chế tạo cho phép chỉ sử dụng
nitrogen lỏng, giúp làm giảm giá thành và có nhiệt độ sôi cao hơn so với
helium lỏng.

17


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

2.2 Hệ thống thu phát RF
Hệ thống thu phát RF cung cấp liên kết truyền thông với cơ thể bệnh
nhân cho mục đích tạo ảnh. Hệ thống sử dụng cuộn RF để làm nhiệm vụ
truyền năng lƣợng RF để kích thích các spin trong cơ thể và thu nhận tín hiệu
RF phát ra từ bệnh nhân khi ngừng phát xung RF.
Các cuộn lõi RF đƣợc đặt trong nam châm và tƣơng đối gần với cơ thể
bệnh nhân. Các cuộn RF thực hiện các chức năng nhƣ anten để truyền và
nhận tín hiệu từ mô. Các cuộn lõi khác nhau dùng cho các vùng giải phẫu
khác nhau. Có 3 loại cuộn lõi cơ bản là cơ thể đầu và bề mặt. Trong một số
trƣờng hợp ngƣời ta sử dụng một cuộn để nhận và thu. Trong một số trƣờng
hợp khác ngƣời ta dùng cuộn phát và thu khác nhau.
Đầu phát năng lƣợng RF tạo ra năng lƣợng RF, đặt lên cuộn và sau đó
truyền vào cơ thể ngƣời bệnh. Năng lƣợng tạo ra là một chuỗi các xung RF
rời rạc. Một khoảng thời gian ngắn sau khi chuỗi xung RF đƣợc truyền vào
cơ thể ngƣời bệnh mô cộng hƣởng sẽ phát lại tín hiệu RF. Các cuộn lõi thu
các tín hiệu này và đầu thu sẽ xử lý chúng. Các tín hiệu đƣợc chuyển thành
dạng số hoá và truyền tới máy tính và đƣợc lƣu trữ tạm thời.
Theo công thức tần số Lamor, F = γ.B. Với hệ số từ hồi chuyển của
nguyên tử Hidro γ = 42,56, cƣờng độ từ trƣờng hiện nay sử dụng trong tạo
ảnh nằm trong khoảng 0,02 đến 4T sẽ tƣơng ứng với tần số từ 0,85 đến
170,24 MHz .
Quá trình tạo ảnh MRI sử dụng các tín hiệu RF để truyền ảnh từ cơ thể
ngƣời bệnh. Năng lƣợng RF dùng trong MRI là dạng bức xạ không ion hoá.

Các xung RF đặt trên cơ thể ngƣời bệnh sẽ bị các mô hấp thụ và chuyển
thành nhiệt. Một lƣợng nhỏ năng lƣợng đƣợc phát ra từ cơ thể dƣới dạng tín
hiệu .

18


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

Mỗi voxel mô là một quá trình tín hiệu RF độc lập. Cƣờng độ của tín
hiệu RF từ mỗi voxel xác định độ sáng của pixel ảnh tƣơng ứng. Các vùng
sáng trong một ảnh đƣợc miêu tả chính xác nhƣ các vùng cƣờng độ tín hiệu
RF cao. Độ tƣơng phản giữa hai mô chỉ quan sát đƣợc nếu chúng phát ra các
cƣờng độ tín hiệu khác nhau.
2.3 Gradients
Các cuộn gradient đƣợc sử dụng để mã hoá không gian vị trí của các
proton bằng cách biến đổi các từ trƣờng đƣờng thẳng dọc theo thể tích tạo
ảnh. Tần số Lamor vì thế cũng thay đổi giúp ta xác định vị trí trong không
gian X,Y,Z. Các nam châm đƣợc gắn với các cuộn dây điện, dùng để tạo ra
gradient. Khi một nam châm đang ở trạng thái không hoạt động tích cực nó
tạo ra một từ trƣờng đồng nhất trên toàn bộ cơ thể bệnh nhân. Trong trƣờng
hợp này không có gradient trong từ trƣờng. Tuy nhiên khi một cuộn gradient
đƣợc bật bằng cách đặt dòng điện trong nó, một gradient hay một thay đổi
trong cƣờng độ từ trƣờng đƣợc tạo ra trong từ trƣờng. Các hệ thống gradient
thông thƣờng có khả năng tạo ra các gradient từ 20mT/m đến 100mT/m ( ví
dụ trong hệ thống MRI 1,5T, cƣờng độ từ trƣờng trong một đoạn 1m có thể
là 1,45T tại một đầu và 1,55T tại đầu bên kia ). Tốc độ quét phụ thuộc hiệu
suất của hệ thống gradient. Gradient có từ trƣờng mạnh cho phép quét nhanh

hoặc cho độ phân giải cao hơn, tƣơng tự nhƣ thế hệ thống gradient có khả
năng chuyển đổi nhanh hơn cũng cho phép quét nhanh hơn. Tuy nhiên hiệu
suất của gradient bị ảnh hƣởng bởi sự an toàn của bệnh nhân. Sự thay đổi
cƣờng độ từ trƣờng dẫn đến những kích thích thần kinh không tốt cho bệnh
nhân.
Nam châm tạo ảnh thông thƣờng thƣờng chứa 3 cặp cuộn gradient
riêng lẻ. Chúng đƣợc định hƣớng sao cho các gradient này có thể tạo ra theo
ba hƣớng trực giao ( x,y,z). Cũng nhƣ vậy, hai hoặc nhiều cuộn gradient có
thể đƣợc dùng cùng nhau để tạo ra một gradient theo bất kỳ hƣớng nào.
19


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

Hình 2.3 Cuộn gradient trục X

Hình 2.4 Cuộn gradient trục Y

20


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

Hình 2.5 Cuộn gradient trục Z

Một gradient theo một hƣớng đƣợc dùng để tạo ra các lát cắt và sau đó

gradient trong các hƣớng khác nhau đƣợc dùng để cắt các lát thành hàng và
cột để tạo ra ảnh 3 chiều. Tuy nhiên các chức năng này có thể đƣợc thay đổi
giữa các gradient x,y,z để cho phép tạo ảnh trong bất kỳ mặt phẳng nào qua
cơ thể ngƣời bệnh.
2.4 Máy tính
Điều khiển thu nhậ: Máy tính là phần quan trọng của hệ thống MRI.
Máy tính tái tạo ảnh làm nhiệm vụ nhƣ một bộ xử lý. Bƣớc đầu tiên là thu
nhận các tín hiệu RF từ cơ thể ngƣời bệnh. Quá trình thu nhận này bao gồm
một số các chu kỳ tạo ảnh. Trong mỗi chu kỳ, một dãy xung RF đƣợc truyền
vào cơ thể, các gradient đƣợc kích hoạt, và ta thu đƣợc tín hiệu RG. Tuy
nhiên một chu kỳ tạo ảnh không tạo đủ dữ liệu để tạo nên một ảnh. Do vậy
chu kỳ tạo ảnh cần lặp lại vài lần để hình thành nên ảnh. Thời gian yêu cầu
thu các ảnh đƣợc xác định bằng khoảng chu kỳ tạo ảnh, một hệ số có thể
điều chỉnh gọi là TR và số chu kỳ. Số chu kỳ đƣợc dùng liên quan đến chất
lƣợng hình ảnh. Nhiều chu kỳ hơn sẽ tạo ra chất lƣợng ảnh cao hơn. Quá
trình thu nhận đƣợc điều khiển bằng các giao thức lƣu trữ trong máy tính.

21


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

Ngƣời vận hành có thể lựa chọn từ một số các giao thức đã có cho quá trình
lâm sàng cụ thể hoặc thay đổi các hệ số giao thức cho các ứng dụng đặc biệt.
Tái tạo ảnh: Dữ liệu tín hiệu RF đƣợc thu nhận trong quá trình thu nhận
không phải là dành hình thành nên ảnh. Tuy nhiên máy tính có thể dùng các
dữ liệu thu nhận này để tạo hoặc tái tạo ảnh. Đó là xử lý toán học gọi là biến
đổi Fourier để sắp xếp các tín hiệu tổng hợp thành các thành phần tần số và

pha riêng lẻ xác định vị trí của các thành phần tín hiệu này và ánh xạ chúng
vào các pixel tƣơng ứng trên ảnh, tƣơng đối nhanh và không ảnh hƣởng đáng
kể đến thời gian tạo ảnh tổng thể.
Ảnh đƣợc tái tạo đƣợc lƣu trữ trong máy tính phục vụ cho chẩn đoán và
các xử lý kế tiếp.
Thông số kỹ thuật máy cộng hƣởng từ SIEMENS AVANTOR 1,5
TESLA:
Cƣờng độ trƣờng 1.5 Tesla
Kích thƣớc 60 cm Chiều dài hệ thống 160 cm
Trọng lƣợng hệ thống (hoạt động) 5,9 tấn
Kích thƣớc phòng tối thiểu 27 m 2
RF Tim[32x8] 1 , [76x18], [76x32], [204x48] 2,3
Gradient sức mạnh Q - động cơ (33 mT / m @ 125 T / m / s)
SQ - động cơ (45 mT / m @ 200 T / m / s)
Tiêu thụ heli không Helium công nghệ đun sôi-off
Khả năng áp dụng lâm sàng :
Thần kinh, chỉnh hình, bệnh về tim mạch, động mạch ,bệnh lý não, ung
thƣ, đánh giá cấy ghép .

22


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

Hình 2.6 Máy cộng hưởng từ SIEMENS Avanto 1.5 Tesla tại khoa
Chẩn đoán hình ảnh –Bệnh viện Bạch mai
Kết luận: Chƣơng này trình bày đƣợc cấu tạo, nguyên lý hoạt động
của thiết bị cắt lớp cộng hƣởng từ 1.5T đồng thời cũng đã đƣa ra sơ đồ khối

và mô tả chức năng các khối của hệ thống. Nó giúp chúng ta có đƣợc cái
nhìn tổng quan về hệ thống này.

23


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

CHƢƠNG 3
CÁC CHUỖI XUNG RF
Để tạo ảnh MRI ngƣời ta có thể sử dụng nhiều phƣơng pháp. Sự khác
biệt giữa các phƣơng pháp này là cách điều khiển xung RF phát ra và các
gradient. Hiện tại có nhiều chuỗi xung có thể đƣợc thực hiện và đƣợc thiết kế
cho từng mục đích cụ thể. Các chuỗi xung có thể đƣợc chia thành:
- Chuỗi xung dội spin
- Phƣơng pháp khôi phục ngƣợc
- Tín hiệu dội gradient
- Phƣơng pháp ảnh mặt phẳng tín hiệu dội
- Phƣơng pháp lập trƣớc nhiễm từ
3.1

Phƣơng pháp tín hiệu dội Spin ( Spin Echo - SE)
Chuỗi xung dội spin là một tiêu chuẩn vàng cho hầu hết các trƣờng

hợp cần tạo ảnh MRI. Chúng có thể dùng cho hầu hết các cuộc kiểm tra. Ảnh
trọng lƣợng T1 rất tốt trong việc tập trung vào cấu trúc giải phẫu cơ thể vì
chúng có tỷ lệ SNR cao, với các phƣơng pháp tăng cƣờng độ tƣơng phản ảnh
trọng lƣợng T1 còn có thể cho thấy cấu trúc bệnh học. Ảnh trọng lƣợng T2

cũng tập trung vào cấu trúc bệnh học. Mô bị bệnh thƣờng phù nề và có nhiều
mạch máu. Những mô này tăng khả năng trữ nƣớc và có tín hiệu cao ở
phƣơng pháp tạo ảnh trọng lƣợng T2 nên dễ đƣợc phát hiện
Thông số của phƣơng pháp tín hiệu dội spin
- Ảnh trọng lƣợng T1:
 TE ngắn 10 - 20 ms
 TR ngắn 300 - 600 ms
 Thời gian quét trung bình 4 - 6 phút
- Ảnh mật độ proton/trọng lƣợng T2:
24


Luận văn Thạc sĩ

Hoàng Quốc Việt

 TE ngắn 20 ms/TE dài 80 ms+
 TR dài 2000 ms+
 Thời gian quét trung bình 7-15 phút
- Ƣu điểm: chất lƣợng ảnh tốt, rất linh hoạt, ảnh trọng lƣợng T2 rất tốt
trong cấu trúc bệnh học
- Nhƣợc điểm: Thời gian quét rất dài
Tín hiệu dội Spin là một quá trình sử dụng xung RF để tạo tín hiệu
dội. Khi đặt vào một xung RF 900, các proton sẽ hấp thụ một phần năng
lƣợng và rơi vào trạng thái kích thích. Các proton bị kích thích sẽ chuyển
sang mức năng lƣợng cao hơn và thành phần từ hoá dọc trở về 0. Tuy nhiên,
do các proton cùng pha nên chúng có thành phần từ hoá ngang.
Hai điều kiện cơ bản yêu cầu cho sự nhiễm từ ngang:
- Các mômen từ của hạt nhân cần đƣợc định hƣớng trong hƣớng
ngang, hoặc mặt phẳng.

- Phần lớn các mômen cần cùng một hƣớng trong mặt phẳng ngang.
Khi đặt vào một xung RF 900, hạt nhân có định hƣớng ngang và quay
cùng nhau quanh trục từ trƣờng hay nói cách khác là chúng đồng pha. Tần số
cộng hƣởng của các hạt nhân phụ thuộc vào cƣờng độ từ trƣờng đặt vào mà
các hạt nhân này đƣợc đặt trong từ trƣờng có cƣờng độ khác nhau nên chúng
có tần số cộng hƣởng khác nhau. Kết quả là một số hạt nhân chuyển động
tiến động nhanh hơn các hạt nhân khác. Sau một khoảng thời gian các hạt
nhân không còn chuyển động tiến động cùng pha, sự nhiễm từ của mô sẽ
giảm dần đến khi không còn sự nhiễm từ ngang. Nhƣ vậy, sau khi đặt vào
xung RF 900, có một tín hiệu nhƣng tín hiệu này không thể đo đƣợc do:
Tín hiệu này xuất hiện quá nhanh sau xung RF và cần một thời gian để
chúng mã hoá pha và tần số.
Do từ trƣờng không hoàn toàn đồng đều nên có sự lệch pha rất nhanh

25