Nghiên cứu các giải pháp xử lý nhiễu trong ảnh của thiết bị chẩn đoán ảnh cộng hưởng từ MRI

Bộ giáo dục và đào tạo
Trờng đại học bách khoa hà nội
---------------------------------------

luận văn thạc sĩ khoa học

Nghiên cứu các giải pháp xử lý nhiễu
trong ảnh của thiết bị chẩn đoán ảnh
cộng hởng từ - MRI
ngành: Xử lý thông tin và truyền thông
m số:
Nguyễn Xuân toàn

Ngời hớng dẫn khoa học: PGS.TS nguyễn thị hoàng lan

Hà Nội 2006


-1-

Giới thiệu chung

Khoa học kỹ thuật cuối thế kỷ 20 đã có những bớc tiến vĩ đại nó tạo ra
một nền tảng vững chắc để xây dựng hạ tầng cơ sở xã hội thông tin. Trong đó,
công nghệ thông tin và công nghệ điện tử đóng vai trò quan trọng mở đầu cho
giai đoạn hình thành và phát triển nền kinh tế tri thức thế giới.
Việc tác động của các ngành khoa học cơ bản nh: Vật lý, Hoá học, Sinh
học, vào trong lĩnh vực công nghệ thông tin, công nghệ điện tử, tự động
hoá, cơ khí chính xác, công nghệ sinh học,là rất tích cực. Chúng đợc ứng
dụng rộng rãi trong nhiều lĩnh vực. Một trong những ứng dụng mang tính tích
cực và hiệu quả đó là trong y học.

Công nghệ chẩn đoán hình ảnh trong y học đợc sử dụng trong việc
thăm khám ngời bệnh. Bởi vì thế mạnh của nó là có thể quan sát trực tiếp
bằng mắt những tổ chức bên trong cơ thể mà không cần có các tác động cơ
học.
Cộng hởng từ trong y học là kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh hiện đại, có
khả năng chẩn đoán sớm, chính xác với độ tin cậy cao nhất hiện nay, không
gây nhiễu xạ và hoàn toàn không gây độc hại cho cơ thể. Thăm khám bằng kỹ
thuật cộng hởng từ ngày càng trở nên thông dụng ở nhiều chuyên khoa, nh:
thần kinh, cơ xơng khớp,nó thật sự là một tiêu chuẩn vàng trong việc đánh
giá các tổn thơng bệnh lý.
Tuy nhiên, cũng giống nh các hình ảnh hiện đại khác, ảnh cộng hởng
từ có nhiễu ảnh do vấn đề thu nhận, số liệu điều chỉnh hoặc quá trình sinh học
của bệnh nhân. Thờng gặp nhất là: kỹ thuật, số liệu điều chỉnh bao gồm lỗi
làm ngắn và xoắn do dòng điện xoay chiều. Lỗi cắt bớt xảy ra ở bề mặt đối
quang cao và xuất hiện nh dạng vòng hay song song gần bờ hình ảnh. Hiện
tợng đối quang cao là phức tạp nhất, để tính toán yêu cầu số liệu phải lớn.


-2-

Đôi khi làm rút gọn số liệu dùng để tạo ra một số liệu hoàn thành. Mất số liệu
này là kết quả trong lỗi tơng đơng bộc lộ nh một nhiễu trong hình ảnh.
Luận văn cao học nhằm nghiên cứu về kỹ thuật tạo ảnh cộng hởng từ và
các giải pháp xử lý nhiễu.
Để nâng cao chất lợng ảnh của thiết bị cộng hởng từ đang đợc sử
dụng trong các trung tâm y tế, bệnh viện . Trong quá trình làm luận văn tôi đã
tìm hiểu, tiếp thu những kiến thức về xử lý ảnh để thực hiện luận văn theo
hớng nghiên cứu thử nghiệm xử lý nhiễu trong ảnh cộng hởng từ.
Luận văn gồm 4 chơng với các nội dung :
Chơng 1: Tổng quan về xử lý ảnh trong y tế.

Chơng 2: Tìm hiểu về hệ thống tạo ảnh cộng hởng từ.
Chơng 3: Nghiên cứu các phơng pháp xử lý giảm nhiễu ảnh xung
FLAIR .
Chơng 4: Xây dựng giải pháp phần mềm giảm nhiễu, cải thiện ảnh xung
FLAIR. Kết quả thử nghiệm, đánh giá, nhận xét.
Mặc dù đã rất cố gắng nhng do còn hạn chế về kiến thức, thời gian và
tài liệu nên đồ án của tôi vẫn còn nhiều thiếu sót. Tôi kính mong nhận đợc sự
hớng dẫn, góp ý và chỉ bảo thêm của các thầy cô giáo và các bạn để giúp tôi
hoàn thiện đề tài này.


-3-

Danh môc c¸c ch÷ viÕt t¾t

CT: Computer Tomography
FA: Flip Angle
FID: Free Free Induction Decay
FIR: Finite Impulse Respone
FLAIR: Fluid Attenuated Inversion Recorvery
FOV : Field of View
GE: Gradient Echo
IIR: Infinite Impulse Respone
IR: Invertion Recovery
LMS: Least Mean Squaer
MP: Magnetization Preparation
MRA: Magnetic Resonance Angiography
MRI: Magnetic Resonance Imaging
MSE: Mean Square Error
NMR: Nuclear Magnetic Resonance

PC: Personal Computer
PEAR: Phase Encoded Artifact Reduction
PSF: Point Spread Function
REST: Regional Saturation Techique
RF: Radio frequence
SAGE: Small Angle Gradient Echo
SE: Spin Echo
SNR: Signal to Noise Ratio
SPIR: Spectral presaturation with inversion recorvery
STIR: Short TI Inversion Recovery
TE: Echo Time


-4-

TI: Inversion Time
TR: Repetition Time
TV: Television


-5-

Danh mục các bảng, hình vẽ

Bảng 2.1. Tổ hợp các trờng gradient ........................................................ - 26 Bảng 4.1. Đánh giá kết quả thử nghiệm ..................................................... - 92 Hình 1.1. Sơ đồ khối hệ thống xử lý ảnh...................................................... - 7 Hình 1.2. ảnh chụp X quang thờng ........................................................... - 9 Hình 1.3. ảnh chụp não của máy cắt lớp ................................................... - 10 Hình 1.4. ảnh siêu âm vùng bụng của máy siêu âm.................................. - 10 Hình 1.5. ảnh chụp não của máy cộng hởng từ....................................... - 12 Hình 2.1. Trạng thái của các hạt nhân trong từ trờng ngoài B0 và sự hình
thành véctơ từ hoá ...................................................................................... - 17 Hình 2.2. Trạng thái của véctơ từ hoá khi có tác động của xung vô tuyến - 18 Hình 2.3. Quá trình dãn hồi........................................................................ - 19 Hình 2.4. Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do ............................................... - 20 Hình 2.5. Tiếng vọng spin .......................................................................... - 20 Hình 2.6. Sơ đồ mạch tách sóng cầu phơng ............................................. - 22 Hình 2.7. Biểu đồ xung của dãy xung bão hoà phục hồi............................ - 25 Hình 2.8. Trạng thái của các spin trong lớp cắt khi tác động xung .......... - 27 Hình 2.9. Mô tả phân bố tần số và pha đặc trng của các spin .................. - 28 Hình 2.10. Biểu đồ dãy xung trong phơng pháp tiếng vọng spin............ - 30 Hình 2.11. Xác định độ tơng phản trong ảnh. .......................................... - 31 Hình 2.12. Phơng pháp phục hồi đảo nghịch ........................................... - 34 Hình 2.13. ảnh hởng của xung kích động tạo góc lệch nhỏ đối với véctơ từ
hoá dọc ....................................................................................................... - 35 Hình 2.14. Quan hệ giữa cờng độ tín hiệu và góc lệch ............................ - 36 Hình 2.15. ảnh hởng của góc lệch đến độ tơng phản ............................ - 37 -


-6-

Hình 2.16. Phơng pháp chuẩn bị véctơ từ hoá.......................................... - 38 Hình 2.18. Các đặc tính vật lý của mô đợc hiển thị trong ảnh MRI ...... - 43 Hình 2.19. Sơ đồ các chuỗi xung cơ bản.................................................... - 46 Hình 2.20. Các yếu tố ảnh hởng đến tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu trong ảnh MRI.53 Hình 3.1. Phơng sai của ảnh ra tỷ lệ nghịch số điểm ảnh ........................ - 61 Hình 3.2. Dạng bộ lọc Gausse.................................................................... - 63 Hình 3.3. Sơ đồ bộ lọc tuyến tính Wiener.................................................. - 65 Hình 3.4. Hàm truyền đạt bộ lọc Wiener ................................................... - 68 Hình 3.5. Kỹ thuật giảm nhiễu nhân bằng lọc đồng hình .......................... - 70 Hình 3.6. Kỹ thuật giảm nhiễu nhân chập.................................................. - 70 Hình 4.1. Minh hoạ hệ thống thu nhận ảnh cộng hởng từ........................ - 72 Hình 4.2. Cấu hình hệ thống thu nhận ảnh cộng hởng từ......................... - 73 Hình 4.3. Sơ đồ chức năng của hệ thống lọc nhiễu .................................... - 73 Hình 4.4. Giao diện xử lý ảnh cộng hởng từ xung FLAIR ..................... - 79 Hình 4.5. ảnh xung FLAIR thu nhận đợc định dạng *Bitmap............... - 81 Hình 4.6. Lọc trung vị với các cửa sổ khác nhau ....................................... - 85 Hình 4.7. Lọc Gausse với các cửa sổ khác nhau ........................................ - 86 Hình 4.8. Lọc đồng hình với các cửa sổ khác nhau ................................... - 86 Hình 4.9. Lọc Gausse - đồng hình với các cửa sổ khác nhau..................... - 86 Hình 4.10. ảnh các bệnh lý khác nhau lẫn nhiễu ...................................... - 87 Hình 4.11. Lọc trung vị 3x3 ....................................................................... - 88 Hình 4.12. Lọc Gausse 3x3 ........................................................................ - 89 Hình 4.13. Lọc đồng hình 3x3 ................................................................... - 90 Hình 4.14. Lọc Gausse và đồng hình 3x3 .................................................. - 91 -


-7-

Chơng 1
Tổng quan về xử lý ảnh y tế

1.1

Hệ thống xử lý ảnh
Ngành xử lý ảnh ra đời với mục đích tạo ra các hệ thống máy tính có khả

năng nhìn và nhận biết đợc ảnh, hỗ trợ khả năng nhìn của con ngời và
truyền thông ảnh giúp cho con ngời có thể nhìn các đối tợng ở những vị
trí mà con ngời không nhìn trực tiếp bằng mắt.
Xử lý ảnh đang đợc quan tâm, nghiên cứu và ứng dụng trong nhiều lĩnh
vực nh thiên văn, quân sự, y học, khảo cổ học, Công nghệ điện tử, tin học
phát triển mạnh mẽ đã hỗ trợ việc xử lý ảnh số một cách có hiệu quả.
Các khối chức năng chính của một hệ xử lý ảnh bao gồm:


Thu nhận ảnh



Số hoá ảnh

Xử lý, phân tích ảnh



Hiển thị, lu trữ, truyền ảnh.
tín hiệu
phi điện

đối
tợng

Bộ cảm
biến
(camera)

tín
hiệu
ảnh

Số
hoá
ảnh

ảnh
liên
tục

Dữ liệu
ảnh

ảnh số

ảnh đã
xử lý
Xử lý ảnh
phân tích
ảnh

Hiển
thị
ảnh

Nén lu
trữ
truyền
ảnh

Hình 1.1. Sơ đồ khối hệ thống xử lý ảnh
1.2

Các loại ảnh y tế và đặc điểm

1.2.1. Đặc điểm của quá trình tạo ảnh y tế.
Các quá trình tạo ảnh y tế thờng qui có thể đợc chia thành hai giai
đoạn nh sau:


-8-

Thu thập dữ liệu liên quan tới các tơng tác của một vài dạng bức xạ

đối với mô.


Biến đổi các dữ liệu này vào trong ảnh (hoặc trong một tập ảnh) thông

qua các phơng pháp toán học và các công cụ tính toán.
Trong khi các quá trình tạo ảnh thông thờng là trực tiếp và theo trực
giác thì quá trình tạo ảnh y tế là quá trình gián tiếp và trong nhiều trờng hợp
là ngợc lại với trực giác. Do các ảnh y tế hiện đại đợc tạo bởi các quá trình
xử lý, tái tạo hoặc xây dựng lại một ảnh từ cơ sở dữ liệu tơng tác của các mô
với các bức xạ nên quá trình này thờng đợc coi là quá trình tái tạo và các
ảnh này đợc gọi là các ảnh tái tạo lại.
Có thể nói rằng đối với mỗi đối tợng khác nhau và đối với các mục đích
quan sát khác nhau thì chúng ta có thể sử dụng các phơng pháp tạo ảnh khác
nhau, nh: X quang thờng, chụp cắt lớp bằng tia X, cộng hởng từ, siêu âm
hay bằng trở kháng điện cơ thể,
1.2.2. Các loại ảnh y tế
a. ảnh X- quang
Công nghệ chẩn đoán quang tuyến là công nghệ tạo ảnh nhờ ứng dụng tia
X- một nguồn năng lợng bức xạ từ bóng X- quang.
Máy X- quang là thiết bị tạo ảnh về cấu trúc bên trong của đối tợng
nghiên cứu trên cơ sở ứng dụng tính chất lý hoá của tia Rơnghen (tia X).
Chùm tia X khi xuyên qua một vật thể (ví dụ cơ thể ngời bệnh) sẽ bị suy
giảm. Sự suy giảm này không đồng đều mà khác nhau, phụ thuộc vào khả
năng hấp thụ tia X của vật chất và đợc đánh giá bởi công thức Lamber-Beer:

I = I 0 .e àps

Trong đó: I0: Năng lợng chùm tia tới
I: Năng lợng chùm tia sau khi đi qua đối tợng

(1.1)


-9-

s: Chiều dày của đối tợng
p: Mật độ vật chất trung bình của đối tợng
à: Hệ số suy giảm khối lợng. Hệ số à biểu thị cấu trúc vật
chất của các đối tợng và phụ thuộc vào năng lợng bức xạ.

Hình 1.2. ảnh chụp X quang thờng
Chùm tia X đã đợc biến đổi sau khi xuyên qua vật thể, sẽ tác động vào
một vật hiện hình, từ đó tạo ra một hình ảnh tổng thành của toàn bộ thể tích
đợc tia X chiếu qua.
Vật hiện hình có thể là phim, màn huỳnh quang, bóng tăng sáng,.
b. ảnh chụp cắt lớp vi tính
Máy chụp cắt lớp điện toán là một thiết bị tạo ảnh số, công cụ cao cấp
trong hệ thống kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh y học. Nó đợc dùng để thu thập
và tái tạo hình ảnh các lớp cắt thuộc nhiều bộ phận khác nhau của cơ thể. Máy
chụp cắt lớp điện toán cũng ứng dụng nguồn bức xạ X- quang và thuộc tính
suy giảm của tia X khi xuyên qua các vật thể có độ hấp thụ khác nhau.
Khi bức xạ quang tuyến xuyên qua 1 lớp và vuông góc với trục của cơ
thể ngời, tới một bộ phát hiện (Detecter) gồm nhiều tế bào ghi nhỏ để đo bức
xạ quang tuyến đã bị suy yếu khi đi qua các vùng khác nhau của cơ thể. Hai


- 10 -

bộ phận này (nguồn phát tia - bóng X quang và thiết bị đo - bộ phát hiện) liên
kết hữu cơ với nhau, quay quanh cơ thể và cho phép thực hiện hàng ngàn phép
đo trong một vòng quay 3600. Những dữ liệu đo đợc sẽ đợc ghi vào bộ nhớ.
Hệ thống máy tính điện tử sẽ tính toán, xử lý dữ liệu này và tái tạo lại hình
ảnh của các lớp cắt.

Hình 1.3. ảnh chụp não của máy cắt lớp
c. ảnh siêu âm
Cơ sở tạo ảnh bằng phơng pháp siêu âm là sự phản hồi của sóng âm từ
các cơ quan nội tạng trong cơ thể. Tần số của sóng âm trong các thiết bị siêu
âm chẩn đoán từ 1Mhz - 10Mhz và sóng âm đợc ứng dụng là sóng dọc có thể
lan truyền trong môi trờng của rắn - lỏng - khí. Thiết bị tạo nên sóng âm gọi
là đầu dò siêu âm.

Hình 1.4. ảnh siêu âm vùng bụng của máy siêu âm


- 11 -

Sự phản hồi của sóng âm từ các cơ quan nội tạng trong cơ thể phụ thuộc
vào :
- Tốc độ lan truyền của sóng âm trong môi trờng.
- Trở kháng âm của môi trờng.
- Sự hấp thụ của các cơ quan nội tạng.
- Cấu trúc hình học của các cơ quan nội tạng.
Đầu dò máy siêu âm thực hiện cả chức năng: phát và thu sóng siêu âm.
Khi phát đầu dò biến đổi các xung điện áp thành sóng siêu âm, sóng siêu âm
đợc phát ra dới dạng chùm tia. Để hội tụ chùm tia tại những độ sâu nhất
định ngời ta dùng những thấu kính âm thanh. Khi thu, sóng siêu âm đập vào

đối tợng thăm khám nó sẽ dội ngợc lại đầu dò và sẽ đợc đầu dò biến đổi
thành điện áp. Với những đầu dò có tần số cao thì độ phân giải sẽ cao và độ
xuyên sâu của chùm tia sóng âm sẽ thấp. Với những đầu dò có tần số thấp thì
độ phân giải sẽ thấp và độ xuyên sâu của chùm tia sóng âm sẽ cao. Chính vì
vậy, tuỳ vào chức năng thăm khám mà có thể chọn đầu dò thích hợp.
d. ảnh cộng hởng từ
Nguyên lý của cộng hởng từ không sử dụng tia X mà dựa vào một
nguyên tắc hoàn toàn khác để tạo ra hình ảnh. ảnh cộng hởng từ liên quan
tới sự hấp thu đặc biệt năng lợng xung radio của nguyên tử. Nguyên tử
hydrogen có rất nhiều trong các mô của cơ thể con ngời, hạt nhân nguyên tử
này chỉ có một proton. Khi những proton của nguyên tử hydrogen của các mô
đợc đặt trong một từ trờng có cờng độ lớn và đợc cung cấp năng lợng
dới dạng những sóng có tần số radio thì khi ngừng cung cấp những sóng đó,
hệ thống sẽ hồi trả lại năng lợng và các proton sẽ phát ra các tín hiệu. Các tín
hiệu này đợc các bộ phận trong thiết bị và máy vi tính thu nhận và xử lý để
tạo ra hình ảnh.


- 12 -

Hình 1.5. ảnh chụp não của máy cộng hởng từ
1.3

Phạm vi ứng dụng của xử lý ảnh trong lĩnh vực y học
Trong lĩnh vực y học, ứng dụng của xử lý ảnh đang đợc nhiều nhóm

nghiên cứu ở các nớc quan tâm. Những tiến bộ kỹ thuật của chẩn đoán hình
ảnh hỗ trợ rất hiệu quả cho việc chẩn đoán lâm sàng, chẳng hạn X- quang cho
biết các thông tin về xơng, phổi, dạ dày, thận,.ảnh siêu âm thông tin về
các mô mềm, tim, gan, mật, bàng quang, thai nhi,Công nghệ chẩn đoán

hình ảnh trên thế giới từ những thập niên cuối thế kỷ 20 trở về đây phát triển
với tốc độ nhanh để đáp ứng yêu cầu chăm sóc sức khoẻ con ngời ngày càng
cao. Trong khi đó các thiết bị chẩn đoán hình ảnh thế hệ cũ đã lạc hậu và
xuống cấp, hạn chế việc thăm khám. Do vậy, hiện nay tồn tại song song hai
hớng nghiên cứu, xử lý ảnh y học.


Phát triển, nâng cao các ứng dụng trong máy siêu âm màu, siêu âm ba

chiều, siêu âm bốn chiều, máy chụp cắt lớp vi tính ( Computed TomographyCT), máy chụp cộng hởng từ (Magnetic Resonance Imaging- MRI).


- 13 -



Trên cơ sở thiết kế đã có của các thiết bị chẩn đoán hình ảnh, xử lý

những hạn chế để cải thiện, nâng cấp chất lợng, trích chọn đặc trng, nhận
dạng ảnh bằng máy tính theo các mục đích quan sát khác nhau.
ảnh y học khi đợc lu trữ trên máy tính thuận lợi cho việc chẩn đoán,
nghiên cứu và giải phẫu đợc nhanh và chính xác hơn.
Ngoài ra, việc xử lý ảnh bằng máy tính còn thực hiện lu trữ các thông
tin về bệnh nhân giúp cho các bác sỹ có thể chẩn đoán cho bệnh nhân ở những
khoảng cách xa và trao đổi thông tin giữa các cơ sở y tế.
Luận văn này tập trung nghiên cứu về ảnh cộng hởng từ và giải pháp xử
lý nhiễu trong ảnh cộng hởng từ .


- 14 -

Chơng 2
Tìm hiểu về hệ thống tạo ảnh cộng hởng từ
2.1

Giới thiệu chung
Chụp cắt lớp cộng hởng từ là một kỹ thuật tạo ảnh thờng sử dụng chủ

yếu trong y học để tạo ra các ảnh có chất lợng cao về cấu trúc bên trong cơ
thể con ngời. MRI dựa trên cơ sở nguyên lý cộng hởng từ hạt nhân (Nuclear
Magnetic Resonance - NMR), một kỹ thuật phân tích phổ sử dụng trong
nghiên cứu khoa học để thu đợc các thông tin vi mô về cấu trúc vật lý hay
hoá học của phân tử. Từ cuối những năm 70 của thế kỷ trớc, kỹ thuật này ít
đợc gọi là chụp cắt lớp cộng hởng từ hơn so với tên gọi chụp cắt lớp cộng
hởng từ hạt nhân (CHTHN). MRI ban đầu đợc sử dụng làm một phơng
pháp chụp cắt lớp, tức là tạo ra một ảnh tín hiệu NMR trong một lớp cắt mỏng
xuyên qua cơ thể con ngời. Ngày nay, MRI đã đợc mở rộng từ phơng pháp
chụp ảnh lớp cắt thành phơng pháp chụp ảnh khối thể tích. [3]
Quá trình phát triển của MRI bắt đầu từ những năm 50 của thế kỷ trớc.
Felix Bloch và Edward Purcell, hai nhà khoa học đợc giải Nôbel năm 1952
đã phát hiện ra hiện tợng cộng hởng từ độc lập với nhau vào năm 1946.
Trong thời kỳ từ năm 1950 đến 1970, NMR đã đợc phát triển và sử dụng cho
phân tích phân tử về vật lý và hoá học. Vào năm 1971, Raymond Damadian
chỉ ra rằng thời gian dãn hồi (hồi phục) từ nguyên tử của các mô và khối u
khác nhau, từ đó thúc đẩy các nhà khoa học nghiên cứu việc ứng dụng cộng
hởng từ trong chẩn đoán bệnh. Năm 1973, Hounsfield giới thiệu máy chụp
cắt lớp vi tính (Computer Tomography - CT) trên cơ sở tia X quang. Đây là
thời điểm quan trọng đối với MRI bởi vì các bệnh viện đã sẵn sàng bỏ ra
những khoản tiền lớn đầu t cho thiết bị chụp ảnh y học. MRI lần đầu tiên
đợc chứng minh trong một mẫu ống thử nghiệm nhỏ bởi Paul Lauterbur

trong cùng năm này. Ông sử dụng kỹ thuật chiếu ngợc tơng tự nh trong


- 15 -

CT. Năm 1975, Richard Ernst đề xuất MRI sử dụng việc mã hoá pha và tần số
và biến đổi Fourier. Kỹ thuật này là nền tảng của kỹ thuật MRI hiện nay. Một
vài năm sau đó, vào năm 1977, Raymond Damadian trình bày phơng pháp
MRI toàn bộ cơ thể. Cũng trong năm đó, Peter Mansfield phát triển kỹ thuật
chụp ảnh hai chiều tiếng vọng (Echo Planar Imaging - EPI). Kỹ thuật này
đợc phát triển những năm sau đó để chụp ảnh đợc ở tốc độ thu hình
(30ms/ảnh). Edelstein tiến hành chụp ảnh cơ thể theo phơng pháp của Ernst
vào năm 1980. Một ảnh đơn có thể thu nhận đợc trong khoảng 5 phút theo kỹ
thuật này. Năm 1986, thời gian chụp giảm xuống còn 5 giây mà không giảm
nhiều về chất lợng ảnh. Cũng trong năm này, ngời ta phát triển kính hiển vi
sử dụng NMR, cho phép thu đợc độ phân giải 10àm trên một khoảng xấp xỉ
1cm. Vào năm 1987, phơng pháp chụp ảnh hai chiều tiếng vọng đợc sử
dụng để chụp ảnh chuyển động thời gian thực của một chu kỳ nhịp tim đơn.
Cũng trong năm này, Charles Dumoulin đã hoàn thiện kỹ thuật chụp mạch
cộng hởng từ (Magnetic Resonance Angiography - MRA), cho phép chụp
ảnh dòng chảy của máu mà không cần sử dụng chất tăng tơng phản (chất đối
quang). Năm 1991, Richard Ernst đã thành công trong MRI và NMR dùng
biến đổi Fourier xung và đợc nhận giải Nôbel về hoá học. Năm 1993, MRI
chức năng (Function MRI - FMRI) đợc phát triển. Kỹ thuật này cho phép
khảo sát về chức năng của các vùng khác nhau trong bộ não con ngời. Những
năm gần đây, nhiều nhà chẩn đoán muốn phát triển các ứng dụng chủ yếu của
kỹ thuật chụp hai chiều tiếng vọng vào chụp tim thời gian thực. Sự phát triển
của FMRI mở ra một ứng dụng mới cho EPI về chụp ánh xạ chức năng các
vùng của bộ não đáp ứng kiểm tra t duy và vận động của dây thần kinh. Năm
1994, các nhà nghiên cứu của Đại học quốc gia New York tại Stony Brook và

Đại học Princeton trình bày phơng pháp chụp ảnh nhờ khí Xenon 129Xe để
nghiên cứu hô hấp. MRI thực sự là một lĩnh vực khoa học rất mới nhng
không ngừng lớn mạnh nhanh chóng.


- 16 -

2.2

Hiện tợng cộng hởng từ hạt nhân
Cơ sở vật lý của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN là hiện tợng CHTHN.

Hiện tợng cộng hởng từ hạt nhân chính là sự tơng tác có chọn lựa của các
hạt nhân nguyên tử đặt trong từ trờng không đổi với thành phần từ tính của
sóng điện từ đi qua. Hiện tợng này chỉ có thể khảo sát chính xác trên cơ sở
cơ học lợng tử. ở đây ta chỉ đề cập một số vấn đề cần thiết làm cơ sở để
nghiên cứu nguyên lý hoạt động của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN.
Nguyên tử bao gồm hạt nhân, nó đợc bao quanh bởi một hoặc nhiều
điện tử. Hạt nhân bao gồm một hoặc nhiều phần tử tích điện dơng gọi là
proton và có thể bao gồm những phần tử không tích điện gọi là neutron.
Trong tự nhiên, hạt nhân của nguyên tử hydrogen có cấu tạo đơn giản
nhất, nó chỉ chứa một proton và không chứa neutron. Trong cộng hởng từ
nguyên tử hydrogen có những u điểm sau :


Đó là nguyên tố phổ biến nhất trong cơ thể ngời



Nó có độ nhậy cao nhất đối với cộng hởng từ

Đây chính là lý do vì sao trong kỹ thuật tạo ảnh bằng cộng hởng từ
ngời ta chỉ dùng proton của hydrogen. [1]
Hạt nhân nguyên tử của một số nguyên tố hoá học (không phải tất cả các
nguyên tố hoá học) có mômen động lợng riêng (mômen động lợng spin). Sự
quay của hạt nhân với điện tích dơng dẫn đến sự xuất hiện từ trờng đợc


đặc trng bởi mômen từ m p và làm cho hạt nhân nguyên tử có thể đợc coi
nh một lỡng cực từ.
Khi không có từ trờng ngoài, các lỡng cực từ định hớng bất kỳ trong
không gian. Khi đặt một mẫu vật chứa các nguyên tử có hạt nhân có mômen
từ riêng (chẳng hạn nh proton) vào từ trờng không đổi B0, thì các lỡng cực


từ sẽ định hớng chủ yếu theo từ trờng này làm xuất hiện véctơ từ hoá M (t) .


- 17 -

Khi không có
từ trờng ngoài

Khi có từ trờng ngoài
N

Z

M

B0

Y
X
S

Hình 2.1. Trạng thái của các hạt nhân trong từ trờng ngoài B0 và sự hình
thành véctơ từ hoá
Xét trờng hợp khi có thể bỏ qua các hiện tợng phân tán và giữa véctơ




m p của mỗi lỡng cực riêng biệt với véctơ cờng độ từ trờng ngoài H tồn
tại một góc nào đó. Trong trờng hợp này lỡng cực sẽ bắt đầu quay, phơng
trình mô tả chuyển động quay hoàn toàn tơng đơng với phơng trình tiến
động của vật rắn quanh một trục cố định khi có ngoại lực tác dụng. Tần số
tiến động sẽ là:

= H0

(2.1)

là tỷ số từ hồi chuyển
Tần số đợc gọi là tần số Larmor . Tính chất quan trọng nhất của nó
trong các bài toán chẩn đoán là sự tỷ lệ thuận của nó với cờng độ từ trờng

bên ngoài H . Rõ ràng là có thể điều khiển tần số tiến động bằng cách




thay đổi H . Chẳng hạn nếu để H phụ thuộc vào toạ độ thì có thể định vị
các khu vực trong cơ thể với tần số xác định.
Giả thiết véctơ B0 đợc hớng theo dọc trục Oz của một hệ quy chiếu thí


- 18 -

nghiệm cố định. Khi này, thành phần theo trục Z của véctơ từ hoá là Mz có giá
trị M0, thành phần này thờng đợc gọi là véctơ từ hoá dọc. Thành phần Mx,
My gọi là véctơ từ hoá ngang khi này bằng 0.
Để kích hoạt sự tiến động của các hạt nhân với mục đích sau đó ghi nhận
tín hiệu CHTHN phát ra ta sử dụng xung vô tuyến H(t) có tần số 0 . Khi chịu


tác động của xung vô tuyến, véctơ M ( t ) dịch chuyển lệch khỏi trục Oz hớng
về phía trục Oy và không rời khỏi mặt phẳng Oyz. Góc lệch sau thời gian sẽ
là:

= 1

(2.2)

Góc này thờng đợc chọn bằng /2 hoặc bằng cách tạo độ rộng hoặc
biên độ tơng ứng cho xung kích động cao tần. Khi H = H(t) là xung với độ
rộng hữu hạn , có thể xác định góc theo công thức sau:[3]

= H1 (t)dt

(2.3)

o

Z
B0

Z

Z
Xung RF



M





M


Y

X

Khi không có
xung RF

Y

X
Khi có xung RF
tác động

M

X

Y

Khi xung RF 900
tác động

Hình 2.2. Trạng thái của véctơ từ hoá khi có tác động của xung vô tuyến


Khi không còn các tác động khác lên véctơ M ngoài từ trờng bên


ngoài, véctơ M sẽ quay dần về hớng véctơ B0, sự quay về, còn gọi là sự dãn


- 19 -

hồi này có hai thời gian đặc trng là T1 và T2.

Z


M

Y
X

Hình 2.3. Quá trình dãn hồi
Hằng số thời gian T1 đặc trng cho quá trình giảm về giá trị ở trạng thái
cân bằng của thành phần Mz. Thời gian này đợc gọi là thời gian dãn hồi spin
- mạng. Hằng số thời gian T2 đặc trng cho quá trình dãn hồi về vị trí cân
bằng của véctơ từ hoá ngang Mxy đợc gọi là thời gian dãn hồi spin - spin.
Nhìn chung T2 T1. Véctơ từ hoá trong mặt phẳng XY trở về 0 trớc khi véctơ
từ hoá dọc tăng dần đến giá trị cân bằng.
Quá trình dãn hồi sẽ kích hoạt cuộn dây của thiết bị thu (anten) tạo ra
một tín hiệu cao tần cảm ứng, tín hiệu này đợc gọi là tín hiệu suy giảm cảm
ứng tự do (THSCT) FID (Free Induction Decay). Biên độ của tín hiệu này
(chính xác hơn là tỷ lệ của biên độ FID so với biên độ của tín hiệu kích động)
mang thông tin về lợng proton của chất đang xét tại khu vực kích động hay
mật độ proton. Dựa vào tốc độ suy giảm của tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do
có thể xác định thời gian dãn hồi T2 đặc trng cho thành phần hoá học của
chất đang xét. Sự tăng của thành phần Z trong véctơ từ hoá cho ta thông tin về
thời gian dãn hồi spin - mạng T1.


- 20 -

THSCT

t

Hình 2.4. Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do
Một vấn đề quan trọng nữa trong hiện tợng cộng hởng từ hạt nhân là
hiệu ứng tiếng vọng spin (spin echo). Hiệu ứng tiếng vọng spin thuộc về lĩnh
vực cơ học lợng tử và việc mô tả chính xác hiệu ứng này khá phức tạp. Để
đơn giản, chúng ta chỉ cần hiểu rằng hiệu ứng đợc tạo ra bằng cách hình
thành xung kích động sau khi kết thúc tác động của xung /2 một khoảng
thời gian là TE/2. Tại thời điểm TE (Echo Time), đợc gọi là thời gian tiếng
vọng, sẽ xuất hiện một tín hiệu mới gọi là tiếng vọng spin.[3]
/2



t
TE/2
THSCT

TE
Tiếng vọng spin

t

Hình 2.5. Tiếng vọng spin


- 21 -

Nếu từ trờng tĩnh H dùng để định hớng sơ bộ các spin lại không cố
định mà phụ thuộc vào toạ độ, thì tần số tiến động Larmor cũng sẽ phụ thuộc
vào toạ độ. Sự phụ thuộc này xác định đơn trị một điểm trong thể tích nếu sự
phụ thuộc cờng độ từ trờng H vào toạ độ là tơng ứng đơn trị.
Dạng quan hệ tơng ứng đơn trị đơn giản nhất có thể thực hiện bằng các
thiết bị kỹ thuật nh các cuộn dây cảm ứng là quan hệ tuyến tính theo một hay
hai biến. Do các hệ số tại các toạ độ x, y, z trùng với các gradient của trờng
H, nên trờng phụ thuộc tuyến tính vào toạ độ đợc gọi là trờng gradient,
còn các cuộn dây tơng ứng gọi là các cuộn gradient.
Khi trờng gradient đa vào theo 1 chiều, chẳng hạn chiều Oz, vị trí hình
học của các điểm có cùng tần số Larmor sẽ là thiết diện cắt vật thể bởi mặt
phẳng vuông góc với trục Oz. Nếu trong không gian thể tích cùng với thành
phần z thay đổi tuyến tính của trờng ta tạo ra cả thành phần y cũng thay đổi
tuyến tính, thì vị trí hình học của các điểm có cùng tần số Larmor sẽ là đoạn


thẳng song song với trục Ox. Cuối cùng, nếu cờng độ từ trờng H của từ
trờng ngoài có các thành phần thay đổi tuyến tính theo hớng của tất cả ba
trục thì tất cả các điểm của thể tích vật thể sẽ có các tần số Larmor khác nhau.
Việc thu nhận tín hiệu CHTHN đợc thực hiện bởi cuộn thu (đóng vai trò
anten). Sơ đồ thực hiện kỹ thuật việc thu và xử lý FID thờng gọi là bộ tách
sóng cầu phơng. Tính toán và thực tế chỉ ra rằng tín hiệu CHTHN nhận đợc
bởi cuộn thu và đợc xử lý bằng bộ tách sóng cầu phơng chính là biến đổi
Fourier của mật độ proton trong chất đang khảo sát. Do đó bằng cách thay đổi
trờng gradient có thể thông qua thực nghiệm tìm đợc ảnh của hàm mật độ
proton, sau đó dùng biến đổi Fourier ngợc xác định mật độ proton, cũng
chính là mật độ mô trong cơ thể.


- 22 -

Anten

Bộ
tách sóng

Mạch
phối hợp

Khuếch đại
sơ bộ

SI

Bộ lọc
tần số thấp
Bộ
tách sóng

Bộ lọc
tần số thấp

SII

Bộ
dịch pha 900
Tần số chuẩn

Hình 2.6. Sơ đồ mạch tách sóng cầu phơng
2.3

Nguyên lý cơ bản tạo ảnh trong thiết bị
Trong các phần trên, ta đã khảo sát thấy khi véctơ từ hoá tiến động quanh

trục Z, nó sẽ gây ra một dòng điện cảm ứng trong cuộn dây cuốn quanh trục
X. Đồ thị của dòng điện có dạng hàm hình sin suy giảm theo thời gian, đó là
tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do (THSCT). Việc định vị không gian đối với
lớp cắt đợc thực hiện bằng trờng gradient. Dạng thông dụng nhất của trờng
gradient là trờng một chiều tuyến tính. Từ trờng gradient một chiều dọc trục
X trong từ trờng chính B0 chỉ ra rằng từ trờng tăng dần theo chiều trục X.
Ký hiệu của trờng gradient theo trục X, Y, Z tơng ứng là Gx, Gy, Gz.[3]
2.3.1. Mã hoá tần số
Điểm ở tâm nam châm nơi (X,Y,Z) = (0,0,0) đợc gọi là đồng tâm
của nam châm. Từ trờng tại đồng tâm bằng B0 và tần số cộng hởng là
. Nếu áp trờng gradient tuyến tính lên các vùng chứa spin, chúng sẽ
chịu tác động của các từ trờng khác nhau. Kết quả là nhận đợc phổ
CHTHN của nhiều tín hiệu. Biên độ của tín hiệu tỷ lệ với số spin trong


- 23 -

mặt phẳng trực giao với trờng gradient. Thủ tục này gọi là mã hoá tần số
và tạo ra tần số cộng hởng khác nhau tỷ lệ (tơng xứng) với vị trí spin.
= ( Bo + x Gx ) = o + x Gx

(2.4)

x = ( o ) / ( Gx )

(2.5)

Nguyên tắc này là cơ sở của toàn bộ kỹ thuật tạo ảnh CHTHN.
2.3.2. Chọn lớp
Chọn lớp trong chụp cắt lớp CHTHN thực chất là chọn các spin trong
một mặt phẳng cắt qua đối tợng. Nguyên lý chọn lớp đợc biểu diễn thông
qua phơng trình cộng hởng. Việc chọn lớp đợc thực hiện bằng cách áp
dụng một trờng gradient tuyến tính một chiều trong quá trình đa vào xung
kích động 900. Một xung 900 đợc đa vào đồng thời với trờng gradient sẽ
quay các spin nằm trong một lớp cắt hay một mặt phẳng cắt qua đối tợng.
Hình ảnh giống nh khi ta xem xét một khối lập phơng chứa các véctơ từ hoá
nhỏ. Để hiểu đợc quá trình này chúng ta cần xem xét phổ tần số của một
xung 900.Một xung 900 chứa đựng một dải tần số nhất định. Vấn đề này có thể
hiểu rõ khi sử dụng định lý tích chập. Phổ tần của một xung vuông 900 có
dạng xung hình sinc (sinc(x) = sinx/x). Biên độ của hàm sinc lớn nhất tại tần
số xung RF (tần số lặp lại của xung). Tần số này sẽ bị quay đi 900 còn các tần
số lớn hơn hay nhỏ hơn sẽ quay đi một góc nhỏ hơn.
Việc áp dụng xung 900 này với trờng gradient theo chiều trục X sẽ quay
một số spin trong mặt phẳng trực giao với trục X. Từ một số đợc sử dụng
do một số tần số cần có trờng B1 nhỏ hơn khi thực hiện góc quay 900. Do đó,
các spin đã chọn thực tế không tạo thành một lớp cắt. Giải pháp để nhận đợc
một lớp cắt mỏng là định dạng xung 900 dới dạng hình sinc. Xung hình sinc
có phân bố tần số dạng vuông.
Sau đây, ta sẽ khảo sát các khái niệm về trờng gradient mã hoá pha và
cách kết hợp nó với trờng gradient chọn lớp và trờng gradient mã hoá tần


- 24 -

số, từ đó hiểu đợc nguyên lý chụp cắt lớp CHTHN nhờ biến đổi Fourier hiện
nay.

2.3.3. Mã hoá pha
Trờng gradient mã hoá pha là một trờng gradient bổ sung vào từ
trờng chính B0. Trờng gradient mã hoá pha tiến hành truyền cho véctơ từ
hoá ngang một góc pha xác định. Góc pha này phụ thuộc vào vị trí của véctơ
từ hoá ngang. Ví dụ, giả sử rằng chúng ta có miền khảo sát gồm các vùng
chứa spin. Véctơ từ hoá ngang từ mỗi spin đã quay tới một vị trí trên trục X.
Các véctơ có cùng độ dịch chuyển hoá học và do đó trong từ trờng đồng nhất
chúng có cùng tần số Larmor.
Nếu đa vào một trờng gradient dọc theo trục X, các véc tơ sẽ tiến động
xung quanh hớng của từ trờng đó ở tần số cho bởi phơng trình cộng
hởng:
= ( Bo + x Gx) = + Gx

(2.6)

Khi có trờng gradient mã hoá pha, mỗi véctơ từ hoá ngang có tần số
Larmor riêng của nó. Nh vậy cho tới đây, quá trình mã hoá pha cũng giống
nh quá trình mã hoá tần số. Sự khác biệt là khi trờng gradient đợc ngắt đi,
từ trờng chính bên ngoài tác động lên từng spin trên thực tế là giống nhau.
Do đó, tần số Larmor của từng véctơ từ hoá ngang sẽ giống nhau. Bên cạnh
đó, góc pha của từng véc tơ lại không giống nhau. Góc pha trở thành góc
giữa một trục tham chiếu gọi là trục Y và véctơ từ hoá ngang tại thời điểm từ
trờng mã hoá pha đợc ngắt đi.
Hoàn toàn giống nh trong ví dụ về mã hoá tần số, nếu ta có một vài
cách nào đó để đo tần số (trong trờng hợp này là pha) của các véctơ từ hoá ta
có thể xác định cho chúng một vị trí trên trục X. Bây giờ chúng ta đã sẵn sàng
để khảo sát dãy xung tạo ảnh trong phơng pháp sử dụng biến đổi Fourier đơn
giản.