Luận văn Mô phỏng nguyên lý hoạt động của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN bằng phần mềm Mallab

Luận văn Mô phỏng nguyên lý hoạt động của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN bằng phần mềm Mallab LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 1 - CHƯƠNG II: CƠ SỞ NGUYÊN LÝ HOẠT ĐỘNG CỦA THIẾT BỊ CHỤP CẮT LỚP CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN 2.1. Giới thiệu về lịch sử phát triển của chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân: Chụp cắt lớp cộng hưởng từ (Magnetic Resonance Imaging-MRI) là một kỹ thuật tạo ảnh thường được sử dụng chủ yếu trong y học chẩn đoán để tạo ra các ảnh có chất lượng cao về cấu trúc bên trong cơ thể của con người.MRI dựa trên cơ sở nguyên lý cộng hưởng từ hạt nhân (Nuclear Magnetic Resonance-NMR),một kỹ thuật phân tích phổ sử dụng trong nghiên cứu khoa học để thu được các thông tin vi mô về cấu trúc vật lý hay hóa học của các phân tử.Từ cuối những năm 70 của thế kỷ trước,kỹ thuật này ít được gọi là chụp cắt lớp cộng hưởng từ hơn so với tên gọi là chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân (CHTHN).MRI ban đầu được sử dụng làm một phương pháp chụp cắt lớp,tức là tạo ra một ảnh tín hiệu NMR trong một lớp cắt mỏng xuyên qua cơ thể con người.Ngày nay,MRI đã được mở rộng từ phương pháp chụp ảnh lớp cắt thành phương pháp chụp ảnh khối thể tích. Quá trình phát triển của MRI bắt đầu từ những năm 50 của thế kỷ trước Felix Bloch và Edward Purcell,hai nhà khoa học được giải Nobel vật lý năm 1952 đã phát hiện ra hiện tượng cộng hưởng từ độc lập với nhau từ năm 1946.Trong thời kỳ từ năm 1950 đến 1970,NMR đã được phát triển và sử dụng cho phân tích phân tử vật lý và hóa học.Vào năm 1971,Raymond Damadian chỉ ra rằng thời gian dãn hồi (hay thời gian hồi phục) từ nguyên tử của các mô và khối u khác nhau,từ đó thúc đẩy các nhà khoa học nghiên cứu ứng dụng cộng hưởng từ trong chẩn đoán bệnh.Năm 1973,Hounsfield giới thiệu máy chụp cắt lớp vi tính (Computer Tomography-CT) trên cơ sở vật lý của 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 để đầu tư cho thiết bị chẩn đoán trong y học.MRI lần đầu tiên được chứng minh trong một mẫu ống thử nghiệm nhỏ bởi Paul Lauterbur,trong cùng năm này ông sử dụng kỹ thuật chiếu ngược tương tự như trong CT.Năm 1975,Richard Ernst đề xuất MRI sử dụng việc mã hóa pha và tần số và biến đổi Fourier,kỹ thuật này là nền tảng của kỹ thuật MRI hiện nay. LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 2 - Một vài năm sau đó,vào năm 1977,Raymond Damadian trình bày phương 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 được phát triển những năm sau đó để chụp ảnh được ở tốc độ thu hình (30ms/ảnh).Edelstein tiến hành chụp ảnh cơ thể theo phương pháp của Ernst vào năm 1980,một ảnh đơn có thể thu nhận được trong khoảng 5 phút theo kỹ thuật này.Năm 1986,thời gian chụp giảm xuống còn 5 giây mà không giảm nhiều về chất lượng ảnh.Cũng trong năm này,người ta phát triển kính hiển vi sử dụng NMR,cho phép thu được độ phân giải 10µm trên một khoảng xấp xỉ 1 cm.Vào năm 1987,phương pháp chụp ảnh hai chiều tiếng vọng được sử dụng để chụp ảnh chuyển động thời gian thực của một chu kì nhịp tim đơn.Cũng trong năm này,Charles Dumounlin đã hoàn thiện kỹ thuật chụp mạch cộng hưởng từ (Magnetic Resonance Angiography-MRA),cho phép chụp ảnh dòng chảy của máu mà không cần dùng chất tăng tương phản (chất đối quang).Năm 1991,Richard Ernst đã thành công trong MRI và NMR dùng biến đổi Fourier xung và được nhận giải Nobel về hóa học.Năm 1993,MRI chức năng (Function MRI- FMRI) được phát triển,kỹ thuật này cho phép khảo sát về chức năng của các vùng khác nhau trong bộ não người.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 tư duy 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 phương pháp chụp ảnh nhờ khí Xenon để nghiên cứu hô hấp.MRI thực sự là một lĩnh vực khoa học rất mới nhưng không ngừng phát triển và lớn mạnh 2.2. Hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân Hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân là sự tương tác có chọn lựa của các hạt nhân nguyên tử đặt trong từ trường không đổi với thành phần từ tính của sóng điện từ đi qua. Hiện tượng này chỉ có thể khảo sát chính xác trong cơ học lượng tử.Điều này khá phức tạp và không cần thiết ở đây trong khuôn khổ của luận văn chỉ hạn chế đề cập tới một số nội dung cần thiết có liên quan đến nguyên lý hoạt động của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN. LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 3 - Hạt nhân các nguyên tử đều có tích điện. Hạt nhân nguyên tử của một số nguyên tố hoá học (không phải tất cả các nguyên tố hoá học) có mômen động lượng riêng (mômen spin từ). Sự quay của hạt nhân với điện tích dương dẫn đến sự xuất hiện từ trường được đặc trưng bởi mômen từ pm → và làm cho hạt nhân nguyên tử có thể được coi như một lưỡng cực từ. Mômen từ này được xác định theo công thức sau: pm γL →→ = (2.1) Trong công thức trên, hệ số tỷ lệ γ được gọi là hệ số từ giảo hay hệ số hồi chuyển từ của mômen quỹ đạo. Đối với proton (hạt nhân của nguyên từ Hydro) thì: p e γ 2m − = (2.2) Ở đây e - = -1,6.10-19 C (Điện tích của điện tử). mp= 1,67.10-27 kg (Khối lượng Proton ). L → là mômen động lượng của hạt nhân. Khi không có từ trường ngoài, các lưỡng cực từ định hướng bất kỳ trong không gian. Khi đặt một mẫu vật chứa các hạt nhân nguyên tử có mômen từ riêng (chẳng hạn như hạt nhân nguyên tử H chứa một proton) vào một từ trường không đổi οB → , thì các lưỡng cực từ sẽ được định hướng chủ yếu theo hướng của từ trường này và làm xuất hiện vector từ hoá M (t) → của một thành phần thể tích (voxel) được xác định như sau: Hình 2.1: Biểu diễn của mômen từ trong không gian LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 4 - M → = p ΔV d m →∫ = p ΔV m dV→∫ (2.3) Thuật ngữ voxel được dùng ở đây là muốn nói đến một thành phần thể tích vô cùng nhỏ của mô ∆V, nhưng chứa đủ số lượng nguyên tử ( khoảng 1020 nguyên tử) để có thể sử dụng cách tiếp cận vĩ mô. Giá trị của từ hoá M của mỗi voxel tỷ lệ thuận với mật độ proton trong nó, giá trị này sẽ quyết định đến cường độ điểm ảnh trong ảnh cộng hưởng từ sau này. Khi không có từ trường ngoài thì 0M =r do các momen từ Pmr có hướng ngẫu nhiên. Như vậy vectơ từ hoá M → chính là đặc trưng địa phương của các mômen spin từ, nó được xác định tại một điểm. Giá trị của nó có thể được tính một cách hình thức theo (2.3) bằng cách lấy giới hạn các biểu thức khi cho ΔV 0→ . Xét trường hợp khi có thể bỏ qua các hiện tượng phân tán và giữa véctơ pm → của mỗi lưỡng cực riêng biệt với véctơ οB → tồn tại một góc nào đó. Trong trường hợp này lưỡng cực sẽ bắt đầu quay, phương trình mô tả chuyển động quay này có dạng như sau: N S B0 Hình 2.2: Trạng thái của mômen spin từ khi không có từ trường và có từ trường ngoài B0 Khi có từ trường ngoài B0 M Z Y X Khi không có từ trường ngoài LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 5 - p ο d L m dt B → → →= × (2.4) Như vậy từ công thức (2.1) và (2.4) rút ra: p p ο d m γm dt B → → →= × (2.5) Phương trình này hoàn toàn tương đương với phương trình tiến động của vật rắn quanh một trục cố định khi có ngoại lực tác dụng. Tần số tiến động sẽ là: 0 0Bω γ= − , ο οB B →= (2.6) Tần số οω được 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 từ trường bên ngoài οB → . Rõ ràng là có thể điều khiển tần số tiến động οω bằng cách thay đổi οB → . Chẳng hạn nếu để οB → phụ thuộc vào toạ độ thì có thể định vị các khu vực trong cơ thể với tần số xác định.Chuyển từ mômen từ của từng hạt nhân sang véctơ từ hoá M → tại điểm xác định trong không gian, ta có: ο d M γ( M ) det dt d M ( ) ( ) ( ) x y z x y z y z z y z x x z x y y x i j k B M M M B B B i M B M B j M B M B k M B M B dt γ γ γ γ → → → → → → → ⎛ ⎞⎜ ⎟= × = ⎜ ⎟⎜ ⎟⎝ ⎠ ⇒ = − + − + − (2.7) Cho tới thời điểm này ta coi các quá trình là không phân tán. Tuy nhiên, từ thực nghiệm biết rằng do sự tác động tương hỗ của các nguyên tử với nhau và với trường bên ngoài nên sẽ có sự phân phối lại năng lượng, chẳng hạn như các chuyển động tiến động sẽ không thể tiếp tục bất tận. Giả thiết véctơ οB → được hướng theo dọc trục Oz của một hệ quy chiếu thí nghiệm cố định. Khi này, thành phần theo trục Z của véctơ từ hoá là Mz có giá trị M0, thành phần này thường được gọi là véctơ từ hoá dọc. Thành phần Mx, My gọi là véctơ từ hoá ngang khi này bằng 0. LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 6 - Giả sử bằng một cách kích động nào đó véctơ M → sẽ lệch khỏi véctơ οB → một góc. Khi lệch như vậy môđun véctơ M → sẽ thay đổi. Như giả thiết trước đây véctơ οB → được hướng theo dọc trục Oz (trục +Z) của một hệ quy chiếu thí nghiệm cố định Oxyz. Do đó việc lệch của M → khỏi οB → có nghĩa là véctơ M → có dạng: x yM M i M j z yx z M k dMdM dMd M i j k dt dt dt dt → → → → → → → = + + ⇒ = + + r (2.8) Ở đây ( i , j , k → → → ) là các véctơ đơn vị của hệ toạ độ Đề-các cố định. Khi không còn các tác động khác lên véctơ M → ngoài trường bên ngoài οB → , véctơ M → sẽ quay dần về hướng véctơ οB → , sự quay về này còn được gọi là sự dãn hồi hay sự tiến động (chương động) và được đặc trưng bởi hai hằng số thời gian dãn hồi T1 và T2. Hằng số thời gian T1 đặc trưng cho quá trình giảm về giá trị ở trạng thái cân bằng của thành phần Mz. Thời gian này được gọi là thời gian dãn hồi spin - mạng. Hình 2.3: Trạng thái của vectơ từ hóa khi có tác động của xung RF X Y Z α Xung RF → M Khi có xung RF tác động một góc α X Y Z → M Khi có xung RF 900 tác động X Z → M Khi không có xung RF B0 LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 7 - Hằng số thời gian T2 đặc trưng cho quá trình dãn hồi về vị trí cân bằng của véctơ từ hoá ngang Mxy được gọi là thời gian dãn hồi spin - spin. Nhìn chung T2 ≤ T1. Véctơ từ hoá trong mặt phẳng XY trở về 0 trước khi véctơ từ hoá dọc tăng dần đến giá trị cân bằng. Một điểm cần chú ý ở đây là các hằng số T1 và T2 không phải là khoảng thời gian tiến động hoàn toàn về trạng thái cân bằng của các thành phần của vector từ hoá. Thông thường T1, T2 được lấy tại thời điểm khi thành phần từ trường dọc Mz tăng đến giá trị khoảng 63% giá trị ban đầu của nó, và thành phần từ trường ngang suy giảm còn khoảng 37% giá trị cực đại. Bảng 2.1: Thông số thời gian T1(ms),T2(ms) và mật độ proton(%) của một số loại mô tại cường độ từ trường 1.5 Tesla Loại mô T1(ms) T2(ms) Mật độ proton( %) Mỡ 280 50 80 Methemoglobin 460 106 86 Chất trắng 510 67 54 Chất xám 760 77 62 Edema 900 126 77 U nang 1080 280 89 Dịch não tủy (CSF) 2650 280 89 Nước 4000 4000 100 Hình 2.4: Đường cong dãn hồi LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 8 - Thông số ở bảng 2.1 được tham khảo từ “ Information About The Patient:Reference Phantom” của phần tham khảo số [5] Đây là một trong những thông số quan trọng làm cơ sở dữ liệu lưu trong file “matran.m” của phần mô phỏng quá trình kích thích và tạo giả tín hiệu CHTHN Kết hợp (2.7) và (2.8) và thực nghiệm quá trình dãn hồi có dạng hàm mũ theo thời gian ta nhận được phương trình: x y z oο 2 1 M i M j (M M ) kd M γM dt T T B → → →→ → → + −= × − − (2.9) Phương trình này mô tả vĩ mô hiện tượng tiến động của véctơ từ hoá có tính đến các quá trình dãn hồi và được gọi là phương trình Bloch.Do οB → = const nên các phương trình (2.7) - (2.9) cho ta lời giải chính xác. Cụ thể đối với các phương trình (2.7) khi đặt điều kiện ban đầu: ( )o o ox y z t 0 M M ,M ,M → = = ; o o kB B → →= (2.10) Lúc này các phương trình mô tả sự thay đổi của M → theo thời gian được viết như sau: x o y y o x z dM γB M dt dM γB M dt dM 0 dt ⎧ =⎪⎪⎪ = −⎨⎪⎪ =⎪⎩ (2.11) Lời giải của (2.11) có dạng sau: o o x x o y o o o y x o y o o z z M (t) M cos(ω t) M sin(ω t) M (t) M sin(ω t) M cos(ω t) M (t) M ⎧ = −⎪⎪ = +⎨⎪ =⎪⎩ (2.12) Thực hiện tương tự đối với phương trình (2.9) cho ta lời giải sau: LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 9 - 2 2 1 1 / o o x x o y o / o o y x o y o / /o z z 0 M (t) (M cos(ω t) M sin(ω t)) M (t) (M sin(ω t) M cos(ω t)) M (t) M M (1 ) t T t T t T t T e e e e − − − − ⎧ = −⎪⎪ = +⎨⎪ = + −⎪⎩ (2.13) Các biểu thức (2.13) mô tả sự tiến động điều hoà của véctơ M → quanh trục Oz. Trong các công thức (2.13) có thể thấy rằng khi có sự phân tán các thành phần x yM (t), M (t) sẽ giảm dần tới không tại giới hạn, thành phần zM (t) tiến tới giá trị cân bằng oM theo quy luật hàm mũ :ở đây các phương trình Bloch (2.9) đã được xây dựng sao cho với các điều kiện đã mô tả có thể nhận được lời giải (2.13). Để ngắn gọn hơn ta đưa vào đại lượng phức: xy x yM M iM= + (2.14) Lúc này hai công thức đầu tiên của (2.13) sẽ có dạng sau : 0 2 ( / )0( ) i t t Txy xyM t M e ω −= (2.15) Ở đây 0xy 0 0 xM i yM iM Ae θ= + ≡ 2.3. Kích hoạt tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân Để kích hoạt sự tiến động của các hạt nhân với mục đích sau đó thu nhận tín hiệu CHTHN phát ra, ta sử dụng trường điện từ cao tần được định hướng một cách đặc biệt trong không gian. Giả sử véctơ dao động của trường này song song với trục Ox, hay chính xác hơn là thành phần từ trường b (t)B → được mô tả dưới dạng: b 1B (t) 2B (t).cos(ωt) i → →= (2.16) Lúc này có thể biến đổi (2.16) về dạng sau: ( ) ( ) ( ) ( )b 1 1(t) (t) cos ωt i sin ωt j (t) cos ωt i sin ωt jB B B→ → → → →⎡ ⎤ ⎡ ⎤= + + −⎢ ⎥ ⎢ ⎥⎣ ⎦ ⎣ ⎦ (2.17) ( Thừa số 2 trong (2.17) được đưa vào để tiện lợi trong biến đổi ) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 10 - Theo lý thuyết trường cao tần dạng trường (2.16) gọi là trường phân cực phẳng; biểu thức trong các ngoặc đứng (2.17) là các trường phân cực tròn và phân cực của trường trong ngoặc đứng đầu tiên là ngược với phân cực trong ngoặc đứng thứ hai. Một trong những trường phân cực tròn sẽ tác động tương hỗ với các hạt nhân (khi tần sốω trùng với tần số tiến động Larmor οω ) có chứa mômen từ. Đây chính là bản chất của hiện tượng CHTHN.Giả sử hiệu ứng CHTHN được xác định bởi ngoặc đứng đầu tiên ta có biểu thức: ( ) ( )~ b 1B (t) (t) cos ωt i sin ωt jB → → →⎡ ⎤= +⎢ ⎥⎣ ⎦ (2.18) Được gọi là trường hiệu dụng,dưới đây tất cả các chỉ số và ký hiệu sóng đối với trường hiệu dụng sẽ được bỏ qua.Chúng ta sử dụng phương trình Bloch để xác định trường (2.18) tác động như thế nào đến véctơ từ hoá M (t) → .Trước tiên ta để ý rằng thông thường độ rộng của xung cao tần không vượt quá 2ms, trong khi thời gian dãn hồi ngắn nhất không ít hơn 40ms. Do đó đối với các khoảng thời gian không vượt quá 40ms có thể bỏ qua sự phân tán và sử dụng các phương trình (2.7) d M γM B dt → → →= × (2.19) Khi có trường cao tần, từ trường tác động sẽ có dạng sau: 1 1 oB(t) (t)(cosωt) i (t)(sinωt) j kB B B → → →= + +ur (2.20) Khi này, phương trình (2.19) có thể viết lại dưới dạng các thành phần như sau: x y o z 1 y z 1 x 0 z x 1 y 1 dM γM γM (t)sin(ωt) dt dM γM (t)cos(ωt) γM dt dM γM (t)sin(ωt) γM (t)cos(ωt) dt B B B B B B ⎧ = −⎪⎪⎪ = −⎨⎪⎪ = −⎪⎩ (2.21) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 11 - Đối với dạng quan hệ 1(t)B bất kỳ không thể xác định được lời giải chính xác cho hệ phương trình (2.21), tuy nhiên trong trường hợp khi: 1 1(t) constB B= = (2.22) có thể xác định được lời giải này. Giả thiết thêm là o oω ω γB= = − và chuyển sang các hàm mới u, v bằng cách thế : x o y o x o y o z z u M cosω t M sinω t v M sinω t M cosω t M M = +⎧⎪ = − +⎨⎪ =⎩ (2.23) Từ công thức (2.23) thấy rõ là đại lượng u bằng hình chiếu của véctơ từ hoá M → lên trục i →′ của hệ toạ độ Đề-các quay quanh trục Oz với tốc độ góc oω , đại lượng v bằng hình chiếu của véctơ M → lên trục j →′ của cùng hệ toạ độ này ( k k→ →′ = ). Thế biểu thức (2.23) vào phương trình (2.21) sẽ cho ta hệ phương trình đơn giản sau: 1 z z 1 du 0dt dv γB Mdt dM γB vdt ⎧ =⎪⎪ =⎨⎪⎪ = −⎩ (2.24) Theo các giả thiết đã nêu ở trên, có các điều kiện ban đầu sau: oz z u 0t 0 v 0t 0 M Mt 0 ⎧ ==⎪⎪ =⎨ =⎪⎪ ==⎩ (2.25) Ở đây ozM - giá trị cân bằng của véctơ từ hoá M → khi không có kích động cao tần. Lúc này ta sẽ có lời giải của hệ (2.25) dưới dạng sau: oz 1 o z z 1 1 1 u(t) 0 v(t) M sinω t M (t) M cosω t,ω γB =⎧⎪ =⎨⎪ = = −⎩ (2.26) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 12 - Đối tượng Như vậy trong hệ toạ độ di động ( i , j , k k → → → →′ ′ ′ = ) véctơ M(t)→ quay quanh trục i→′ với tốc độ góc 1ω và không rời khỏi mặt phẳng ( j , k ) → →′ ′ . Góc quay sau thời gian τ sẽ là: 1α ω τ= (2.27) Góc này thường được chọn bằng π/2 hoặc π bằng cách tạo độ rộng tương ứng cho xung kích động cao tần. Khi 1 1(t)B B= là xung với độ rộng hữu hạn τ, có thể xác định góc α theo công thức sau: τ 1 o α γ (t)dtB= − ∫ (2.28) Kết quả này được thiết lập dựa trên phương pháp của lý thuyết các kích động. 2.4. Tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân Như chúng ta đã biết hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân xẩy ra khi một đối tượng được đặt trong một từ trường ngoài 0B r với cường độ rất lớn và được kích thích bởi một từ trường 1( )B t r dao động với tần số vô tuyến. Lúc này vector từ trường tổng cộng M → sẽ quay quanh phương của từ trường ngoài 0B r . Sự quay này còn được gọi là quá trình chương động hay quá trình dãn hồi tự do. Sự thay đổi của từ trường M có thể được thu nhận bằng cách chuyển đổi nó sang dạng tín hiệu điện. Dựa vào định luật Faraday về sự cảm ứng điện từ thì khi một cuộn dây kín được đặt trong từ trường biến thiên trong nó sẽ cảm ứng một điện áp thay đổi với tần số bằng với tần số thay đổi của từ trường. Tín hiệu điện áp này chính là tín hiệu CHTHN, còn các cuộn dây dùng để thu nhận được gọi là các cuộn vô tuyến RF. Thực tế trong nhiều trường hợp các cuộn RF này được dùng vừa để kích thích xung vô tuyến, vừa thu nhận tín hiệu CHTHN luôn. Tín hiệu CHTHN cảm ứng trong cuộn thu có dạng sau: [ ]2/ ( )( ) ( ) , ( ) ( ,0) cos ( ) ( )t T rV t r Br xy r Mxy r e r t r drω ω ϕ−= +∫ (2.29) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 13 - Trong biểu thức trên cho thấy tín hiệu CHTHN phụ thuộc vào từ trường ngang ( ,0)Mxy r , tần số tiến động Larmor ( )rω và độ nhạy của cuộn thu , ( )Br xy r . Tín hiệu điện áp CHTHN ( )V t là một tín hiệu điện áp cao tần bởi vì thành phần từ trường ngang chương động với tần số Larmor rất lớn (khoảng vài trăm MHz). Điều này gây ra một số vấn đề khó khăn đối với các mạch điện dùng trong các quá trình xử lý sau này. Trong thực tế để tránh vấn đề này, tín hiệu CHTHN thường được loại bỏ đi thành phần tần số cao nhờ phương pháp tách sóng pha, hay phương pháp giải điều chế tín hiệu. Quá trình giải điều chế được thực hiện bằng cách nhân tín hiệu CHTHN ( )V t với một tín hiệu hình sin chuẩn sau đó cho đi qua bộ lọc thông thấp để loại bỏ thành phần tần số cao. Quan sát hình vẽ và giả sử tín hiệu chuẩn có dạng, ta có: Tín hiệu ra sau bộ trộn( bộ nhân) sẽ có dạng : Hình 2.5: Dạng tín hiệu cộng hưởng từ hạt nhân Hình 2.6: Sơ đồ phương pháp giải điều chế tín hiệu LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 14 - Đối tượng Đối tượng Đối tượng Đối tượng Đối tượng Đối tượng Đối tượng [ ]2/ ( )0 02 ( )cos( ) ( ) , ( ) ( ,0) cos ( ) ( ) cos( )t T rV t t r Br xy r Mxy r e r t r t drω ω ω ϕ ω−= +∫ = [ ]2/ ( ) 0cos( ) , ( ) ( ,0) ( ) ( )t T rr Br xy r Mxy r e r t t r drω ω ω ϕ− + +∫ + [ ]2/ ( ) 0( ) , ( ) ( ,0) cos ( ) ( )t T rr Br xy r Mxy r e r t t r drω ω ω ϕ− − +∫ Loại bỏ thành phần tần số cao nhờ bộ lọc thông thấp ta được tín hiệu tần số thấp dạng: S(t)= [ ]2/ ( ) 0( ) , ( ) ( ,0) cos ( ) ( )t T rr Br xy r Mxy r e r t t r drω ω ω ϕ− − +∫ Ký hiệu độ lệch tần số 0( ) ( ) ( )r r rω ω ωΔ = − , ta có: S(t)= [ ] [ ]2/ ( )0 ( ) , ( ) ( ,0) cos ( ) ( )t T rr Br xy r Mxy r e r t r drω ω ω ϕ−+ Δ Δ +∫ Thực tế ( )r oω ωΔ << nên ta có thể viết lại biểu thức trên như sau: S(t)= [ ]2/ ( )0 , ( ) ( ,0) cos ( ) ( )t T rBr xy r Mxy r e r t r drω ω ϕ− Δ +∫ (2.33) Như vậy nhờ việc giải điều chế tín hiệu CHTHN ta thu được một tín hiệu tần số thấp với tần số ( )rωΔ bằng hiệu giữa tần số cộng hưởng Larmor và tần số tín hiệu chuẩn. Tín hiệu này được gọi là tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do hay tín hiệu FID. Ta để ý thấy rằng với một kênh theo sơ đồ giải điều chế như trên thì không thể phân biệt được giữa các tần số CHTHN lớn hơn hoặc nhỏ hơn tần số tín hiệu chuẩn, tức là không phân biệt được các tần số dương ( ) 0rωΔ > và tần số âm ( ) 0rωΔ < . Để giải quyết vấn đề này, cần dùng thêm một bộ giải điều chế với tín hiệu chuẩn đưa vào lệch pha 90 độ so với tín hiệu chuẩn trước 2sin( )otω . Như vậy việc giải điều chế tín hiệu CHTHN được thực hiện trên 2 kênh riêng biệt với 2 tín hiệu chuẩn có cùng tần số nhưng lệch pha nhau 900. Đây chính là phương pháp tách sóng pha cầu phương, khi đó tín hiệu ở đầu ra thứ hai có dạng: S(t)= [ ]2/ ( )0 , ( ) ( ,0) cos ( ) ( )t T rBr xy r Mxy r e r t r drω ω ϕ− Δ +∫ (2.34) (2.30) (2.31) (2.32) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 15 - Đối tượng Đối tượng Như vậy, phương pháp tách sóng cầu pha cầu phương ở trên cho phép tách tín hiệu CHTHN ra làm hai thành phần tần số thấp vuông góc với nhau thường được gọi là các thành phần thực và ảo ( ( )RS t và ( )IS t ). Hai thành phần này tương ứng với các thành phần Mx và My của vector từ trường M và được biểu diễn dưới dạng phức I( ) ( ) S ( )RS t S t i t= + . Vậy biểu diễn toán học của tín hiệu FID có dạng: S(t)= [ ]2 ( ) ( ) 0 , ( ) ( , 0) t i r t rT xyBr xy r M r e e dr ω ϕω − − Δ +∫ (2.35) Mặt khác ta có độ từ hoá ban đầu ( ,0)xyM r tỷ lệ với mật độ proton ( )rρ theo biểu thức: ( ,0) ( )xyM r rηρ= r r r (2.36) Ở đây η là một hằng số tỷ lệ. Khi đó tín hiệu FID có thể được biểu diễn lại như sau: S(t)= [ ]2 ( ) ( ). ( ). . t i r t rTA r e e drω ϕρ − − Δ +∫ Hình 2.7: Sơ đồ bộ tách sóng pha cầu phương (2.37) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 16 - Với hệ số ,* | ( ) |O r xyA B rω= Theo biểu thức trên ta thấy tín hiệu FID thu được sau bộ tách sóng pha cầu phương chính là biến đổi Fourier của mật độ proton của chất đang khảo sát trong đối tượng. Đây là một tính chất có ý nghĩa rất lớn của bộ tách sóng pha cầu phương vì dựa vào đây có thể tái tạo lại được ảnh mật độ proton trong một lát cắt đối tượng. Vì các quá trình xử lý để thu nhận các thông tin từ các tín hiệu FID đều được thực hiện bằng máy tính nên tín hiệu thu được ở sau bộ tách sóng cần phải được chuyển đổi sang dạng số (chuyển đổi tương tự –số) và được lưu trữ trong bộ nhớ của máy tính. Nhờ việc xử lý của bộ tách sóng cầu phương mà quá trình chuyển đổi tương tự – số này được thuận tiện hơn rất nhiều nhờ các yếu tố sau : - Bộ chuyển đổi A/D lúc này chỉ hoạt động với tần số lấy mẫu bằng một nửa so với việc biến đổi A/D tín hiệu gốc ban đầu. Điều này cho phép thiết lập các phần cứng hoạt động với tần số xung nhịp thấp có ý nghĩa trong việc tiết kiệm năng lượng và nâng cao độ tin cậy. - Bằng việc cho một tần số lấy mẫu nhất định ta có thể thu được các tín hiệu tương tự có dải tần rộng. -Việc xử lý cầu phương giúp cho quá trình biến đổi Fourier nhanh (FFT) trong thuật toán tạo ảnh sau này trở lên hiệu quả hơn do bao quát được một dải tần số rộng. - Dễ dàng xác định được giá trị biên độ và pha của tín hiệu trong quá trình giải điều chế và làm cho quá trình xử lý có tính kết hợp. Hình 2.8: Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do FID TH FID t LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 17 - Góc pha được xác định theo: φ =arctan I R S S (2.38) Còn biên độ : M= 2 2R IS S+ (2.39) Với: IS là phần ảo RS là phần thực Tín hiệu CHTHN được cảm ứng trong cuộn thu là tín hiệu tổng hợp của tất cả các điểm ảnh trong lát cắt đối tượng được chọn, vì vậy nó là tín hiệu tổng hợp của các tần số và pha khác nhau. Việc sử dụng bộ tách sóng pha cầu phương cho phép ta có thể tách riêng được các thành phần tần số và pha của mỗi tín hiệu này. Điều này có ý nghĩa rất quan trọng quyết định đến việc xác định các thông tin về vị trí của từng điểm ảnh trong lát cắt đối tượng. Các quá trình xác định các thông tin này sẽ được xét đến trong quá trình xử lý và tái tạo lại ảnh sau này. 2.5. Lấy mẫu và chuyển đổi tín hiệu FID từ dạng tương tự sang dạng số Tín hiệu CHTHN sau khi được xử lý bởi bộ tách sóng pha cầu phương được lưu trữ lại trong bộ nhớ để xử lý và tái tạo ảnh sau này. Quá trình xử lý và tái tạo ảnh này dược thực hiện nhờ các máy tính chuyên dụng có tốc độ xử lý rất cao. Do tín hiệu FID sau bộ tách sóng cầu phương là tín hiệu tương tự nên để có thể lưu trữ được vào bộ nhớ máy tính cần phải lấy mẫu và chuyển đổi chúng sang dạng số. Quá trình chuyển đổi này được thực hiện nhờ các bộ chuyển đổi tương tự số (ADC hay các bộ số hoá ), tín hiệu điện áp FID tương tự được lấy mẫu tại các khoảng thời gian bằng nhau và tại mỗi điểm lấy mẫu được gán với một giá trị nguyên (có thể dương hoặc âm) tương ứng với cường độ điện áp. Các số này tạo ra một chuỗi liên tục các giá trị biểu diễn cho tín hiệu FID. Hình 2.9: Quá trình lấy mẫu phần thực và ảo LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 18 - Do có hai kênh thực và ảo đều được chuyển đổi tương tự - số nên dãy các giá trị này được lưu dưới dạng một dãy các cặp giá trị: thực(1), ảo(1); thực(2), ảo(2) …. Trong quá trình lấy mẫu tín hiệu FID ta cần chú ý đến hai tham số quan trọng là số điểm lấy mẫu và chu kì lấy mẫu. Số điểm lấy mẫu chính là số các cặp giá trị thực và ảo, còn chu kì lấy mẫu là khoảng thời gian giữa 2 điểm dữ liệu được lấy mẫu liên tiếp. Chu kì lấy mẫu còn được gọi là khoảng thời gian dừng và được kí hiệu là DW. Khoảng thời gian này cho phép ta có thể xác định được tần số cực đại của tín hiệu là: X 1 2* WMA f D = (2.40) Điều này có nghĩa là tần số lấy mẫu ít nhất phải lớn hơn hai lần tần số của tín hiệu cần lấy mẫu. Điều gì xẩy ra khi tần số tín hiệu vượt quá giá trị tần số 1 2* WD .Vì máy tính không thể biết được bất cứ một giá trị nào nằm giữa các điểm lấy mẫu nên sẽ xẩy ra sự sai khác. Khi này tín hiệu sẽ không đơn thuần là biến mất mà thay vào đó sẽ là một tín hiệu có tần số thấp hơn (như hình vẽ): Hình 2.10: Quá trình số hoá tín hiệu FID LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 19 - Hiện tượng này gọi là hiện tượng nhiễu loạn hay “Aliasing” bởi vì đỉnh quang phổ xuất hiện tại vị trí không đúng trong dải quang phổ cộng hưởng từ hạt nhân. Để khắc phục hiện tượng này thì cần tăng tần số lấy mẫu (hoặc giảm chu kỳ lấy mẫu) cho đến khi tần số lấy mẫu phải lớn hơn ít nhất hai lần tần số của tín hiệu trở lên. 2.6. Phương pháp mã hoá không gian tín hiệu CHTHN Nếu trường tĩnh B → dùng để định hướng 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 cường độ từ trường B vào toạ độ là tương ứng đơn trị.Quá trình làm cho tần số chương động của các spin phụ thuộc vào vị trí không gian được gọi là quá trình mã hoá. Quá trình này được thực hiện nhờ các trường gradient (hay còn được gọi là các gradient từ trường) được tạo ra nhờ các cuộn dây dẫn điện (hay các cuộn gradient). Các gradient từ trường này được dùng để thu nhận các thông tin về tần số và pha của các tín hiệu CHTHN, hay chính là thu nhận thông tin về vị trí của các phần mô phát ra tín hiệu CHTHN.Một gradient từ trường có cường độ thay đổi một cách tuyến tính theo một hướng nào đó. Hình 2.11 Hiện tượng nhiễu loạn (hay “Aliasing”) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 20 - Khi không có gradient từ trường thì từ trường trong toàn bộ đối tượng tạo ảnh là từ trường không đổi hay từ trường đồng nhất B0. Khi các cuộn gradient được bật sẽ làm xuất hiện một từ trường nhỏ với cường độ thay đổi bổ sung thêm vào từ trường không đổi B0. o G. rB B → →= +ur ur (2.41) Trong quá trình mã hoá không gian các gradient từ trường này được sử dụng kết hợp theo cả ba hướng vuông góc nhau trong không gian (các hướng x,y và z). Như sẽ thấy sau này, một gradient từ trường được bật theo một hướng (thường theo hướng trục Z ) để chọn lát cắt và hai trường gradient còn lại sẽ được bật theo hai hướng vuông góc với hướng z để chẻ các lát cắt đó thành các dòng và cột - tạo ra các phần tử thể tích (các voxel). Các trường gradient này có thể thay đổi theo các hướng x, y và z cho phép tạo ảnh theo một lát cắt bất kỳ qua đối tượng. Như vậy, giả sử ta có gradient từ trường theo cả ba hướng: o x y z oB( r ) B(x,y,z) (B G x G y G z) k (B G. r ) k → → → → → → →= = + + + ≡ + (2.42) Lúc này tại điểm (x,y,z) tần số Larmor sẽ bằng: oω γB γ(B G. r ) → →= − = − + (2.43) Khi này ứng với mỗi một phần tử thể tích trong không gian đối tượng sẽ có một giá trị tần số Larmor khác nhau, và đây chính là quá trình mã hoá thông tin về vị trí các điểm ảnh trong chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân. Tùy từng phương pháp tạo ảnh cụ thể mà các trường gradient này được bật tắt tại các thời điểm cụ thể. Các trường gradient này được đồng bộ hoá với các sự kiện khác như quá trình kích thích xung vô tuyến, quá trình thu nhận tín hiệu CHTHN. 2.6.1. Quá trình chọn lớp cắt Chọn lớp trong chụp cắt lớp CHTHN thực chất là chọn các spin trong một mặt phẳng cắt qua đối tượng. Nguyên lý chọn lớp được biểu diễn thông qua phương trình cộng hưởng.Việc chọn lớp được thực hiện bằng cách áp dụng một trường gradient tuyến tính một chiều trong quá trình đưa vào xung kích thích vô tuyến. Một xung kích thích vô tuyến được đưa vào đồng thời với trường gradient sẽ quay các spin nằm trong một lớp cắt hay một mặt phẳng cắt qua đối tượng. LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 21 - Hình 2.12: Thực hiện chọn lát cắt bằng gradient Ta giả sử trường gradient Gz chọn lớp cắt này được tác dụng theo phương trục Z như hình vẽ: Khi này từ trường sẽ tăng tuyến tính theo chiều dương của trục Z và ngược lại sẽ giảm tuyến tính theo chiều âm của trục Z. Do gradient từ trường được đặt dọc theo trục của bệnh nhân, nên mỗi lát cắt của mô sẽ nằm trong một khoảng cường độ từ trường khác nhau và sẽ dẫn đến sự cộng hưởng ở các tần số khác nhau. Điều này xảy ra bởi vì tần số cộng hưởng của các proton tỷ lệ với cường độ của từ trường. zoω γB γ(B G . r ) → →= − = − + (2.44) Khi gradient chọn lát cắt này được bật, đồng thời các xung vô tuyến được phát vào cơ thể. Vì các xung này chứa một dải tần với độ rộng nhất định, nên chúng có thể kích thích các mô chỉ trong một lát cắt cụ thể. Hình 2.13: Dạng gradient chọn lát cắt LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 22 - Hình 2.14: Ảnh hưởng của dải tần xung vô tuyến đến độ dày lát cắt Vị trí của lát cắt có thể thay đổi hoặc dịch chuyển dọc theo trường gradient này bằng cách thay đổi giá trị tần số xung vô tuyến RF. Độ dày của một lát cắt phụ thuộc vào hai yếu tố: thứ nhất là cường độ và độ dốc của trường gradient, và thứ hai là dải tần số hay độ rộng dải tần của xung vô tuyến RF. Công thức xác định độ dày của lát cắt: /( * *2 )ZZ Gω γ πΔ = Δ (2.45) Và dải tần số cộng hưởng được tạo ra do tác dụng của gradient chọn lát cắt là: * *Zf G ZγΔ = Δ (2.46) 2.6.2. Mã hoá tần số Bước tiếp theo trong quá trình mã hoá không gian là quá trình mã hoá tần số. Ý nghĩa của quá trình mã hoá tần số trong tạo ảnh cộng hưởng từ hạt nhân là làm cho các phần tử thể tích (voxel) của mô phát ra các tín hiệu có tần số khác nhau dùng để tạo ra một chiều của ảnh. Quá trình mã hoá tần số này được thực hiện nhờ một trường gradient, giả sử là theo hướng trục X. LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 23 - Tương tự như trường gradient theo phương Z ở trên, gradient từ trường Gx này cũng tăng tuyến tính theo chiều dương của trục X và ngược lại sẽ giảm một cách tuyến tính theo chiều âm của trục X. Khi đó tần số Larmor của các proton sẽ thay đổi theo hướng X và tần số của các vector từ trường ngang của mỗi thành phần thể tích (voxel) xác định theo: Fx= 2 γ π (B0+Gx.X) (2.47) Các tần số khác nhau của của tín hiệu cộng hưởng từ xác định vị trí của các voxel trên trục X. Ta nói rằng chúng được mã hoá tần số. Vì vậy các voxel trên một cột có cùng tần số, biên độ tần số của tín hiệu là tập hợp của tất cả các voxel tương ứng với cột đó. Để hiểu rõ hơn về quá trình này, ta hãy nhớ lại sự phát ra tín hiệu vô tuyến từ một voxel của mô, như chỉ ra trong hình vẽ sau: Các tín hiệu tần số vô tuyến được tạo ra ngay sau khi kích thích xung vô tuyến, tức là khi xuất hiện vector từ trường ngang XYM r .Tần số của các tín hiệu vô tuyến này được xác định bởi tốc độ quay của thành phần từ trường ngang hay chính là phụ thuộc vào cường độ của từ trường tác động lên các voxel. Hình 2.15: Dạng gradient mã hoá tần số Hình 2.16: Sự tạo ra tín hiệu vô tuyến từ một voxel của mô LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 24 - Trên hình vẽ là quá trình mã hoá tần số cho các tín hiệu phát ra từ một cột các voxel. Trong ví dụ này gradient được dùng dọc theo chiều thẳng đứng, cường độ gradient tăng từ dưới lên trên. Điều này có nghĩa là mỗi voxel ở vị trí khác nhau trong cột sẽ có tần số cộng hưởng khác nhau và tần số này tăng dần từ dưới lên trên.Gradient mã hoá tần số được bật tại thời điểm thu nhận tín hiệu, các tín hiệu từ tất cả các voxel được tạo ra một cách đồng thời và được trộn lẫn với nhau thành một dạng tín hiệu tổng hợp. Từng tín hiệu phát ra từ mỗi một voxel sẽ được tách riêng ra trong quá trình tạo ảnh sau này. 2.6.3. Quá trình mã hoá pha Như vậy trong quá trình mã hoá không gian tín hiệu CHTHN ta đã thực hiện được hai bước mã hoá, đó là: chọn lát cắt để tạo ra một thiết diện hai chiều mỏng và mã hoá tần số cho một chiều của lát cắt đó. Để thu được chính xác thông tin về vị trí của các tín hiệu ta cần thực hiện quá trình mã hoá theo chiều còn lại (vuông góc với chiều mã hoá tần số) của lát cắt đó. Tương tự như quá trình mã hoá tần số, quá trình mã hoá pha được thực hiện nhờ một trường gradient Gy (giả sử có phương theo chiều trục Y) như sau: Hình 2.17: Sử dụng một trường gradient để mã hoá tần số cho các tín hiệu LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 25 - Tuy nhiên trong tạo ảnh cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân, thông thường quá trình mã hoá pha thường được thực hiện trước khi thực hiện quá trình mã hoá tần số. Vì vậy gradient từ trường mã hoá pha Gy thường được bật trước trong một khoảng thời gian ngắn sau đó sẽ đó sẽ được tắt đi.Tiếp theo đó quá trình mã hoá tần số được thực hiện cùng với quá trình thu nhận tín hiệu CHTHN. Hình 2.18: Dạng gradient mã hoá pha Hình 2.19: Sử dụng một trường gradient để mã hoá pha cho các tín hiệu LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 26 - Trong khoảng thời gian bật của Gy, các vector từ trường sẽ quay với các tần số khác nhau tùy thuộc vào vị trí trên trục Y. Sau khi gradient từ trường Gy tắt , tất cả các vector từ trường của các thành phần thể tích (voxel) sẽ lại quay với cùng một tần số như ban đầu. Tuy nhiên các vector từ trường này đã bị di pha đi theo phương của trục Y, tức là các vector từ trường sẽ có hướng khác nhau ở các vị trí khác nhau trên trục Y. Còn trên cùng một hàng các vector từ trường này có cùng hướng hay có cùng tần số. Góc di pha phụ thuộc vào vị trí của các voxel trên trục Y được xác định bởi cường độ gradient từ trường Gy và khoảng thời gian tác động Δ t. φ γ= .Gy.Y.Δ t (2.48) Như vậy có thể nói các tín hiệu tạo ra từ mỗi voxel đã được mã hoá pha. Tất cả các tín hiệu này được phát ra tại cùng một thời điểm và được trộn với nhau như một tín hiệu phức hợp. Các tín hiệu này sẽ được tách ra thành các thành phần tín hiệu riêng trong quá trình tái tạo ảnh sau này. Thực tế mã hoá pha là bước thứ hai trong quá trình mã hoá dùng các trường gradient. Trong mỗi một chu kỳ tạo ảnh, gradient mã hoá pha được thay đổi từng khoảng giá trị nhỏ một, gọi là các bước mã hoá pha. Tập hợp các bước khác nhau đó tạo ra các “View” khác nhau cần để tạo ra ảnh cuối cùng. Mỗi một bước mã hoá pha tạo ra một tín hiệu phức hợp của tất cả các voxel bên trong một lát cắt. Sự khác nhau giữa các bước là các tín hiệu từ các voxel riêng rẽ có mối quan hệ về pha bên trong tín hiệu phức hợp đó.Để tạo được một ảnh bằng phương pháp biến đổi Fourier hai chiều (2-D FFT), một tín hiệu phức hợp hay một bước mã hoá pha phải được thu nhận cho mỗi một voxel để tạo ra một chiều mang thông tin về pha (chiều mã hoá pha). Do đó số các bước mã hoá pha cần để tạo ra một ảnh xác định kích thước của ma trận ảnh. Ví dụ một ma trận ảnh 128x128 thì phải cần 128 bước mã hoá pha. 2.7. Quá trình xử lý và tái tạo ảnh trong chụp cắt lớp CHTHN Như vậy trong một chu kỳ tạo ảnh, các gradient từ trường Gx,Gy,Gz được bật tắt tại các thời điểm cụ thể và kết hợp với nhau thành một quá trình để có thể mã hoá được các thông tin về vị trí của các điểm ảnh tương ứng với từng vị trí các voxel của mô. Mỗi một quá trình này được gọi là một chu kỳ Gradient và được biều diễn trên một biểu đồ thời gian. LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 27 - Tuỳ từng phương pháp tạo ảnh cụ thể mà các thời điểm bật tắt của các gradient là khác nhau. Biểu đồ một phương pháp tạo ảnh thường được sử dụng trong chụp cắt lớp CHTHN có dạng như sau: Đầu tiên gradient chọn lớp cắt được bật, đồng thời tác dụng một xung RF tới các mô. Điều này sẽ giới hạn vùng kích thích từ trường và tạo thành tiếng vọng ứng với các mô trong một lát cắt cụ thể.Thứ hai là dùng một gradient mã hoá pha trong khoảng thời gian ngắn ứng với một chu kỳ để tạo ra sự sai pha theo một chiều của ảnh.Cường độ của gradient này được thay đổi theo từng khoảng nhỏ tương ứng với một bước mã hoá để tạo ra các “View” khác nhau cần thiết cho việc khôi phục ảnh.Cuối cùng là dùng một gradient mã hoá tần số đồng thời vời việc thu nhận tín hiệu tiếng vọng spin phát ra từ các mô. Điều này làm cho các voxel khác nhau phát ra các tín hiệu với các tần số khác nhau.Do có sự kết hợp hoạt động của 3 gradient, nên các voxel riêng rẽ bên trong một lát cắt phát ra các tín hiệu khác nhau theo tần số và pha. Tức là chúng có một sự sai khác về pha theo chiều mã hoá pha và một sự sai khác về tần số theo chiều tần số. Mặc dù các tín hiệu này là phát ra cùng một lúc và được thu nhận bởi bộ thu như là một tín hiệu phức hợp, nhưng nhờ có bộ tách sóng pha cầu phương mà quá trình tái tạo ảnh sau này cho phép ta có thể tách riêng được từng tín hiệu có các thành phần tần số và pha tương ứng của nó. Để chuẩn bị cho việc mô phỏng sau này, sau đây ta sẽ xem xét theo quan điểm toán học một cách chi tiết các quá trình xử lý và tái tạo ảnh CHTHN. Hình 2.20: Một chu kỳ thu nhận tín hiệu CHTHN LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 28 - Đây thực chất là các quá trình biến đổi toán học và được thực hiện bởi các máy tính chuyên dụng có tốc độ cao. Vai trò chủ yếu của chúng là tính toán xử lý các dữ liệu đã được lưu sẵn trong bộ nhớ thu được sau bộ tách sóng pha cầu phương. Trên thực tế có một vài phương pháp tạo ảnh khác nhau, nhưng phương pháp thông dụng và được sử dụng nhiều nhất trong các thiết bị tạo ảnh MRI hiện này là phương pháp biến đổi Fourier 2 chiều (2-D FFT). Công thức toán học của phép biến đổi Fourier có dạng sau: Với các dữ liệu dạng mảng một chiều (các vector) thì ta có cặp biến đổi Fourier một chiều: Phép biến đổi Fourier 1 chiều thuận: ( ) ( ) exp( . )F f t i t dtω ω= −∫ (2.49) Phép biến đổi Fourier 1 chiều ngược: 1( ) ( ) exp( . ) 2 f t F i t dω ω ωπ= ∫ (2.50) Với các dữ liệu dạng mảng nhiều chiều thì ta sẽ có cặp biến đổi Fourier nhiều chiều tương ứng, nhưng trong thực tế ta thường chỉ xét đến các phép biến đổi Fourier hai chiều thực hiện trên dữ liệu là mảng hai chiều hay các ma trận. Ở đây ta có cặp biến đổi Fourier hai chiều sau: Phép biến đổi Fourier 2 chiều thuận: ( , ) ( , ) exp[ ( )]F u v f x y i ux vy dxdy= − +∫∫ (2.51) Phép biến đổi Fourier 2 chiều ngược: 2 1( , ) ( , ) exp[ ( )] (2 ) f x y F u v i ux vy dudvπ= +∫∫ (2.52) Bây giờ ta sẽ xem xét chi tiết hơn về dữ liệu lưu trong bộ nhớ thu được sau bộ cầu phương. Dữ liệu này còn được gọi là dữ liệu thô (raw data), biểu diễn miền thời gian của nó có dạng sau: LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 29 - Mỗi tín hiệu FID tương ứng với một chu kỳ thu nhận tín hiệu hay một bước mã hoá pha. Số bước mã hoá pha này phải bằng với kích thước của ma trận ảnh theo chiều mã hoá pha. Điều này có ý nghĩa trong việc thực hiện phép biến đổi Fourier theo chiều thứ hai trong quá trình xử lý và tái tạo ảnh.Đầu tiên phép biến đổi Fourier được thực hiện trên tập hợp dữ liệu thô theo chiều mã hoá tần số. Kết quả cho ta các đỉnh quang phổ tần số của mỗi tín hiệu riêng biệt theo chiều mã hoá tần số tương ứng với các vị trí trên trục X: Hình 2.21: Dạng biểu diễn của ma trận dữ liệu thô LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 30 - Ta xét đối với một cột tần số trên trục X có dạng sau : Hình 2.22: Dạng dữ liệu khi biến đổi Fourier theo chiều mã hoá tần số LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 31 - Ta có thể thấy được các đỉnh tần số trong một cột trên trục X dao động theo chiều mã hoá pha. Khi đó nhìn theo chiều mã hoá pha ta có thể coi các đỉnh tần số dao động này như là một tín hiệu dao động theo thời gian: Khi thực hiện phép biến đổi Fourier theo chiều mã hoá pha ta sẽ thu được các đỉnh tần số đơn của mỗi tín hiệu tại các vị trí trên ma trận ảnh tương ứng với vị trí của voxel phát ra tín hiệu đó. Hình 2.23: Sự thay đổi giá trị theo chiều mã hoá pha trong một cột tần số Hình 2.24: Biểu diễn sự thay đổi giá trị như một tín hiệu thay đổi theo thời gian LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 32 - Toàn bộ quy trình xử lý bằng phép biến đổi Fourier hai chiều có thể được tóm tắt trong hình vẽ 2.26 sau: Hình 2.25: Sau khi biến đổi Fourier theo chiều mã hoá pha LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 33 - Khi này ta đã xác định được ma trận ảnh với các vị trí điểm ảnh tương ứng với tín hiệu phát ra từ voxel của mô có các tần số và pha khác nhau. Hình 2.26: Quá trình xử lý dữ liệu thô bằng phép biến đổi Fourier 2 chiều Hình 2.27: Sự tương ứng về vị trí giữa voxel của mô và điểm ảnh nhận được LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 34 - Giá trị biên độ của mỗi đỉnh tần số sẽ tỷ lệ thuận với cường độ sáng trên ảnh. Và khi đó bằng cách đối chiếu mức xám (gán giá trị cường độ với một mức xám nhất định) ta sẽ nhận được ảnh cộng hưởng từ hạt nhân của một lớp cắt đối tượng tương ứng với ma trận điểm ảnh vừa thu được. Cường độ sáng hay tối của điểm ảnh tuỳ thuộc vào giá trị biên độ của nó. Giá trị biên độ càng lớn, điểm ảnh sẽ càng sáng và ngược lại giá trị biên độ càng nhỏ thì điểm ảnh sẽ càng tối. Như vậy tùy thuộc vào mật độ proton bên trong cấu trúc mô sẽ cho các mức độ sáng tối khác nhau tương ứng với nó trên ảnh, và chính điều này cho phép phản ánh đúng được cấu trúc thực sự của các vùng mô bên trong cơ thể bệnh nhân 2.8. Các phương pháp tạo ảnh 2.8.1. Giới thiệu chung Trong phần trên chúng ta đã biết làm thế nào để tạo ra được một ảnh CHTHN từ một đối tượng, bắt đầu từ việc kích thích tín hiệu, đến việc mã hoá thông tin về vị trí, thu nhận tín hiệu và cuối cùng là tái tạo lại ảnh. Trong phần này sẽ tập trung vào kết quả cuối cùng, đó chính là các ảnh CHTHN. Cụ thể chúng ta sẽ nghiên cứu làm thế nào để có thể thay đổi được độ tương phản của ảnh nhờ một số các phương pháp tạo ảnh cơ bản.Trên thực tế có nhiều phương pháp tạo ảnh khác nhau dựa trên nguyên lý CHTHN,các phương pháp này khác nhau chủ yếu ở phương pháp kích thích và thu nhận dữ liệu hay chính là kiểu dãy xung RF và trường gradient được sử dụng. Hình 2.28: Một dạng ảnh cắt lớp CHTHN LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 35 - Mỗi phương pháp có một tập hợp các tham số cần điều chỉnh để nhận được các đặc tính nhất định của ảnh. Việc lựa chọn tối ưu các tham số này nhằm cải thiện độ tương phản của ảnh tạo ra ảnh có chất lượng tốt và có thể giảm thời gian chụp.Các phương pháp đều có quá trình thu nhận dữ liệu gồm hai giai đoạn, một giai đoạn gắn với sự từ hoá dọc và một giai đoạn gắn với sự từ hoá ngang. Quá trình dịch chuyển từ véctơ từ hoá dọc sang véctơ từ hoá ngang được thực hiện bằng cách sử dụng một xung kích động vô tuyến, quá trình này gọi là quá trình kích động và thường được thực hiện do véctơ từ hoá ngang biểu hiện trạng thái không ổn định hay trạng thái bị kích thích rõ hơn so với véctơ từ hoá dọc.Xung kích động đặc trưng bởi góc quay (Flip Angle - FA). Góc quay 900 sẽ biến đổi toàn bộ thành phần véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang. Dạng xung này được sử dụng trong hầu hết các phương pháp, tuy nhiên cũng có phương pháp sử dụng xung kích động với FA < 900. Phương pháp góc quay nhỏ (Small Flip Angle - SFA) chỉ biến đổi một phần véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang, phương pháp này chủ yếu sử dụng để làm giảm thời gian chụp.Giai đoạn từ hoá ngang kết thúc tại thời điểm xuất hiện tín hiệu vô tuyến, tức là tín hiệu phát ra từ các mô và sử dụng để tạo ảnh. 2.8.2. Phương pháp tiếng vọng spin Phương pháp tiếng vọng spin được đặc trưng bởi dãy xung tạo tín hiệu và tiếng vọng gồm một xung kích động 900 và sau đó sẽ tác dụng tiếp một xung 1800. Hình 2.29: Phương pháp tạo ảnh tiếng vọng spin LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 36 - Quá trình này có thể được giải thích như sau: Đầu tiên dùng một xung vô tuyến 90 độ kích thích tín hiệu CHTHN, sau khi kích thích bằng xung vô tuyến này thì hạt nhân sẽ xuất hiện các thành phần từ trường ngang, chúng quay cùng vận tốc với nhau, hay là cùng pha với nhau quanh phương của từ trường ngoài. Sự quay này chính là sự chương động tự do, tốc độ chương động hay tần số cộng hưởng phụ thuộc vào cường độ từ trường ngoài. Các hạt nhân ở các vị trí khác nhau trong từ trường thì sẽ chương động với các tần số khác nhau. Đối với mỗi phần tử thể tích (một voxel) của mô, có một sự khác biệt nhỏ về cường độ từ trường. Kết quả, sẽ có khác nhau nhỏ về tần số chương động của các hạt nhân trong voxel đó. Sau một khoảng thời gian ngắn, các hạt nhân đó sẽ không còn chương động cùng pha với nhau nữa. Khi đó hướng của các thành phần từ trường ngang của các hạt nhân sẽ không còn giống nhau nữa, và kết quả thành phần từ trường ngang của voxel đó sẽ giảm đi. Hiện tượng này được gọi là sự di pha. Nếu lúc này ta tác dụng vào một xung vô tuyến 1800 thì nó sẽ làm quay các thành phần từ trường ngang đang quay của mỗi hạt nhân này đi một góc 1800 theo mặt phẳng ngang và sẽ làm đảo ngược hướng quay của nó. Quá trình này sẽ dẫn đến sự hội tụ pha trở lại của các hạt nhân, và kết quả là sau một khoảng thời gian đúng bằng khoảng thời gian giữa hai lần kích thích đó thì tất cả các hạt nhân trong một voxel sẽ cùng pha trở lại. Khoảng thời gian TE từ khi kích thích xung vô tuyến 900 đến khi có sự đồng pha trở lại được gọi là khoảng thời gian xẩy ra tiếng vọng. Lúc này cường độ của thành phần từ trường ngang của một voxel là lớn nhất, dẫn đến cường độ của tín hiệu tiếng vọng cũng sẽ là lớn nhất.Mặt khác ta biết rằng quá trình suy giảm của thành phần từ trường ngang được đặc trưng bởi hằng số dãn hồi T2 của mô.Trong hầu hết các quá trình tạo ảnh, cường độ của tín hiệu xác định độ sáng tương ứng của điểm ảnh, và mức độ tương phản đối với từng thành phần riêng biệt của mô được điều chỉnh thông qua giá trị TR và TE.Hình 2.30 mô tả sự phân biệt độ tương phản giữa 2 loại mô A và B.Quá trình thực tế vượt quá một chu kỳ tạo ảnh.Mặc dù bản chất quá trình đối với 2 loại mô giống nhau nhưng sẽ dễ quan sát hơn khi biểu diễn như trên hình vẽ Chu kỳ thứ nhất bắt đầu bằng một xung 900 biến đổi hoàn toàn thành phần véctơ từ hóa dọc thành thành phần véctơ từ hóa ngang,do đó chu kỳ bắt đầu với độ bão hòa hoàn toàn hay không có thành phần véctơ từ hóa dọc.Véctơ từ hóa bắt đầu dãn hồi với vận tốc xác định bởi T1 đối với từng mô cụ thể. Nếu 2 mô có thời gian T1 khác nhau sẽ có véctơ từ hóa khác nhau và sự xuất hiện sự tương phản giữa 2 mô,đây là độ tương phản T1. LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 37 - Khi véctơ từ hóa của mô bắt đầu đạt đến giá trị lớn nhất,mật độ proton (Proton Density-PD) trở thành yếu tố ảnh hưởng chính đến mức độ từ hóa và độ tương phản của các mô.Chu kỳ này kết thúc và chu kỳ thứ hai bắt đầu cũng bởi một xung 900.Xung này ngắt quãng quá trình dãn hồi của véctơ từ hóa và biến đổi nó trở lại thành véctơ từ hóa ngang.Véctơ từ hóa ngang của mỗi chu kỳ được khởi tạo từ véctơ từ hóa dọc của chu kỳ trước. Tại thời điểm bắt đầu chu kỳ thứ hai,2 mô có độ từ hóa ngang khác nhau xuất phát từ độ từ hóa dọc trong chu kỳ trước.Đây là sự tổ hợp giữa mô tương phản T1 và độ tương phản mật độ proton.Tuy nhiên khi véctơ từ hóa ngang bắt đầu suy giảm chúng sẽ có tốc độ suy giảm khác nhau nếu có thời gian T2 khác nhau,dẫn tới sự xuất hiện độ tương phản T2. 900 Mô A Mô B Cường độ sáng của điểm ảnh Tín hiệu Trắng Chu kỳ đầu Véc tơ từ hóa TR 250-2500ms TE 15-150ms Hình 2.30: Xác định độ tương phản trong ảnh Đen Chu kỳ thứ hai T1 PD T2 1800 900 LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 38 - Chúng ta nhận thấy sự suy giảm thành phần véctơ từ hóa ngang có liên quan đến đặc trưng của mô hơn là của ảnh hưởng của từ trường.Tại thời điểm thích hợp xung 1800 được đưa vào để tạo ra tín hiệu tiếng vọng spin từ véctơ từ hóa ngang.Cường độ tín hiệu tỷ lệ với độ từ hóa ngang.Cường độ tín hiệu xác định cường độ sáng khi hiển thị mô trong ảnh.Trong ảnh 2 mô sẽ có độ tương phản nếu cường độ tín hiệu của chúng khác nhau Để tạo ra độ tương phản trong ảnh dựa trên sự khác nhau về T1 giữa 2 mô cần khảo sát 2 nhân tố.Thứ nhất là do độ tương phản T1 bộc lộ rõ trong giai đoạn sớm pha của véctơ từ hóa dọc cần sử dụng giá trị TR nhỏ để tạo ra sự tương phản.Thứ 2 giữ nguyên độ tương phản T1 trong quá trình hồi giãn ngang.Vấn đề cơ bản là nếu độ tương phản T2 được phép biểu hiện sẽ làm trung hòa mất độ tương phản T1.Điều này là do các mô có giá trị T1 ngắn cũng có T2 ngắn.Vấn đề xuất hiện vì các mô có T1 ngắn thường hiển thị bằng màu sáng,trong khi các mô có T2 ngắn làm giảm cường độ sáng khi độ tương phản T2 được hiển thị.T2 biểu hiện trong khoảng thời gian TE,do đó TE ngắn sẽ cực tiểu hóa độ tương phản T2 và sự suy giảm độ tương phản T1.Một ảnh T1 được tạo ra với giá trị TR và TE ngắn. Độ tương phản mật độ proton biểu hiện khi véctơ từ hóa dọc đạt đến giá trị cực đại và được xác định bằng mật độ proton của từng mô riêng biệt.Do đó đòi hỏi thời gian TR tương đối dài khi muốn tạo ảnh tương phản mật độ proton.Thường sử dụng giá trị TR ngắn để làm giảm độ tương phản T2 và duy trì cường độ tín hiệu tương đối lớn.Bước đầu khi tạo ảnh độ tương phản T2 đáng kể là chọn một giá trị TR tương đối lớn.Điều này sẽ cực tiểu hóa độ tương phản T1 và quá trình dãn hồi ngang bắt đầu ở một mức độ từ hóa tương đối cao.Sau đó sử dụng TE dài để cho phép biểu hiện rõ độ tương phản T2. 2.8.3. Phương pháp đảo nghịch phục hồi Phương pháp đảo nghịch phục hồi chính là phương pháp tiếng vọng spin ứng dụng nhằm đạt được một số kết quả xác định. Một trong các ứng dụng là tạo ra độ tương phản T1 cao và ứng dụng thứ hai nhằm chắn tín hiệu dẫn đến thay đổi cường độ sáng (mức xám) của mô mỡ. LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 39 - Dãy xung đảo nghịch phục hồi nhận được từ dãy xung tiếng vọng spin bằng cách thêm vào một xung đảo ngược 1800. Xung này đưa vào đầu mỗi chu kỳ tạo ảnh để quay véctơ từ hoá đi một góc 1800 trở thành đảo nghịch của véctơ từ hoá ban đầu. Quá trình dãn hồi của véctơ từ hoá bắt đầu từ giá trị âm chứ không phải từ giá trị 0 như trong phương pháp tiếng vọng spin. Giống như phương pháp tiếng vọng spin, phương pháp đảo nghịch phục hồi cũng sử dụng một xung kích động 900 để tạo ra thành phần véctơ từ hoá ngang và một xung 1800 để tạo ra tín hiệu tiếng vọng. Khoảng thời gian thêm vào là thời gian giữ chậm từ xung đảo nghịch (xung 1800 khởi tạo) đến xung kích động 900; được gọi là thời gian đảo nghịch TI (Inversion Time). Việc điều chỉnh TI được thực hiện bởi người sử dụng nhằm điều chỉnh độ tương phản. Hình 2.31: Phương pháp đảo nghịch phục hồi LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 40 - TI • Độ tương phản T1 Đặc tính cơ bản mang tính nguyên lý của ảnh sử dụng phương pháp đảo nghịch phục hồi là có độ tương phản T1 cao. Điều này xuất hiện do tổng thời gian dãn hồi dọc tăng lên vì quá trình dãn hồi dọc bắt đầu từ vị trí đảo nghịch. • Hiệu ứng chắn tín hiệu từ mô mỡ Chúng ta biết rằng mô mỡ có giá trị T1 tương đối nhỏ, nó sẽ hoàn thành quá trình dãn hồi dọc nhanh hơn các mô khác. Vấn đề cốt lõi ở đây là véctơ từ hoá của mô mỡ tiến động qua vị trí 0 trước các mô khác. Nếu chọn TI thích hợp (trùng với thời điểm véctơ từ hoá tiến động qua vị trí 0), mô mỡ sẽ không tạo ra tín hiệu tiếng vọng. Việc này được thực hiện bằng cách chọn thời gian TI tương đối ngắn. Phương pháp này thường gọi là phương pháp đảo nghịch phục hồi ngắn (Short TI Inversion Recovery - STIR). Tín hiệu Véc tơ từ hóa dọc TE Hình 2.32: Mô tả thời gian của phương pháp đảo nghịch phục hồi Xung đảo nghịch STI 1800 900 1800 Xung kích Xung tiếng vọng spin STI: thời gian TI ngắn(trong phương pháp STIR) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 41 - 2.8.4. Phương pháp tiếng vọng gradient Kỹ thuật tiếng vọng gradient thường sử dụng cùng với xung kích động tạo góc quay nhỏ hơn 900. Vì vậy phương pháp này còn được gọi là phương pháp tiếng vọng gradient góc quay nhỏ, viết tắt là SAGE (Small Angle Gradient Echo-SAGE). Phương pháp SAGE đòi hỏi thời gian thu nhận dữ liệu ngắn hơn so với phương pháp tiếng vọng spin. Phương pháp này cũng tăng khả năng điều chỉnh độ tương phản do góc quay cũng là một tham số để điều chỉnh. Chức năng của xung kích động chính là biến đổi hay làm lệch véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang. Khi sử dụng xung kích động tạo góc quay là 900 toàn bộ thành phần véctơ từ hoá dọc chuyển thành thành phần véctơ từ hoá ngang như trong phương pháp tiếng vọng spin. Xung kích động làm suy giảm hoàn toàn thành phần véctơ từ hoá dọc về 0 (tức là bão hoà hoàn toàn) ở đầu mỗi chu kỳ tạo ảnh. Điều này có nghĩa là cần một thời gian TR tương đối dài để véctơ từ hoá dãn hồi. TR là một trong các yếu tố chủ yếu xác định thời gian thu nhận dữ liệu. Khi giá trị TR giảm, véctơ từ hoá ngang và cường độ tín hiệu RF tạo ra trong mỗi chu kỳ cũng giảm, dẫn đến tăng nhiễu loạn trong ảnh. Ngoài ra, việc sử dụng TR ngắn cùng với xung kích động 900 không thể tạo ra ảnh T2 hay ảnh mật độ proton.Một cách giảm TR để tăng tốc độ thu nhận dữ liệu mà loại bỏ được các nhược điểm kể trên là sử dụng xung kích động tạo góc quay nhỏ hơn 900. Hình 2.33: Phương pháp tiếng vọng Gradient LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 42 - Xung kích động tạo góc quay nhỏ (FA<900) chỉ biến đổi một phần véctơ từ hoá dọc thành véctơ từ hoá ngang. Điều này có nghĩa là véctơ từ hoá dọc không bị suy giảm hoàn toàn về 0. Việc giảm góc quay tạo ra hai hiệu ứng cần được khảo sát đồng thời. Hiệu ứng thứ nhất là véctơ từ hoá dọc không suy giảm hoàn toàn và vẫn giữ một giá trị khá lớn khi TR ngắn. Điều này làm tăng cường độ tín hiệu so với sử dụng xung kích động 900. Tuy nhiên khi góc quay nhỏ, chỉ một phần nhỏ của véctơ từ hoá dọc được chuyển thành véctơ từ hoá ngang làm giảm cường độ tín hiệu. Như vậy, khi thay đổi góc lệch sẽ ảnh hưởng đến cường độ tín hiệu. Hình 2.34: Ảnh hưởng của xung kích động tạo góc lệch nhỏ đối với vectơ từ hoá dọc TR ngắn V éc tơ từ h oá d ọc C ườ ng đ ộ tín h iệ u Mạnh Yếu Thời gian Góc<900 Góc 900 900 Góc nhỏ (<900) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 43 - Hình 2.36 cho ta hình ảnh so sánh véctơ từ hóa của 2 mô khác nhau khi thay đổi góc lệch.Từ đó,ta có thể phân biệt rõ chất xám và chất trắng,2 loại mô có T1 và ρ khác nhau.Độ tương phản giữa 2 mô được biểu diễn bởi sự khác nhau về mức độ từ hóa.Về điểm này,giả sử có TE ngắn và chỉ xét độ tương phản liên quan đến vectơ từ hóa dọc,ảnh hưởng của vectơ từ hóa ngang sẽ được xét đến sau Trong phương pháp SAGE,góc lệch là một trong các tham số được điều chỉnh bởi người sử dụng,tuy nhiên điều này khá phức tạp do ảnh hưởng của góc lệnh còn bị biến đổi do tác động của Các tham số hay kỹ thuật khác được sử dụng để làm tăng một dạng tương phản nào đó. Góc lệch(độ) 0 45 90 Hình 2.35: Quan hệ giữa cường độ tín hiệu và góc lệch V éc tơ từ h óa Dọc Ngang 6030 C ườ ng đ ộ tín h iệ u Cường độ tín hiệu Góc lệch(độ) 0 45 90 Hình 2.36: Ảnh hưởng của góc lệch đến độ tương phản V éc tơ từ h óa d ọc Độ tương phản T1 6030 C ườ ng đ ộ tín h iệ u T1 ngắn Độ tương phản ρ T1 dài ρ:ở đây là mật độ proton-PD LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 44 - 2.8.5. Góc Ernst Chúng ta đã biết rằng nếu T1 của mô dài thì thời gian TR ngắn,ta chỉ có được một độ từ hóa ngang nhỏ vì vậy sẽ ra một tín hiệu yếu.Tuy nhiên nếu biết cân đối thì trong trường hợp này chúng ta vẫn có thể thu được một tín hiệu cộng hưởng từ đủ mạnh.Về mặt lý thuyết,nếu chúng ta định dùng thời gian TR trên một mô có thời gian T1 đã biết,góc lật tối ưu cho phép tạo ra được tín hiệu mạnh nhất có thể ta có: Ta gọi véctơ từ hóa dọc tại thời gian TR thứ n là: Mz(n)=Mz Khi có một xung RF tác dụng thì véctơ từ hóa dọc lật đi một góc φ ta có: Mz=Mz(n)cosφ Sau khoảng thời gian TR là thời gian hồi phục T1 thứ (n+1) ta có: Mz(n+1)=M0-[M0-Mz(n)cosφ] 1/TR Te− Tại vị trí cân bằng ta có: 1 1 1 / / 0 / 0 / 1 ( 1) ( ) (1 cos . ) (1 ) (1 ) 1 cos . z z z TR T TR T z TR T z TR T M n M n M M e M e M e M e ϕ ϕ − − − − + = = − = − −⇒ = − Véctơ từ hóa ngang tại vị trí cân bằng là Mxy=Mzsinφ vậy ta có: 1 1 / 0 / (1 ).sin 1 cos . TR T xy TR T M e M e ϕ ϕ − − −= − Vậy tín hiệu mạnh nhất thu được khi 1 /cos TR TE eϕ −= 1 / cos( )RT T E arc eϕ −⇒ = (2.53) Eϕ =Ernst Angle (góc lật tối ưu tương ứng với các giá trị TR và T1 cho trước được gọi là góc Ernst) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 45 - CHƯƠNG III: CẤU TẠO,HOẠT ĐỘNG CỦA THIẾT BỊ CHỤP CẮT LỚP CỘNG HƯỞNG TỪ HẠT NHÂN 3.1. Tồng quan về phần cứng: Thiết bị chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân bao gồm một số các thành phần chính như sau: • Hệ thống nam châm gồm các cuộn nam châm siêu dẫn: tạo ra từ trường chính cực mạnh không đổi • Hệ thống các cuộn gradient: tạo trường gradient • Các cuộn thu phát sóng vô tuyến RF: phát xung vô tuyến và thu tín hiệu CHTHN. • Hệ thống định vị và kiểm soát bệnh nhân (bàn bệnh nhân). Hình 3.1: Sơ đồ khối của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 46 - • Hệ thống thu nhận tín hiệu gồm bộ tiền khuếch đại, bộ tách sóng pha cầu phương và thiết bị số hoá: xử lý tín hiệu CHTHN trước khi đưa vào hệ thống máy tính để tái tạo ảnh • Hệ thống máy tính chuyên dụng: Bao gồm hệ thống điều khiển (điều khiển toàn bộ quá trình chụp), hệ thống lưu trữ,xử lý và tạo ảnh, hệ thống phân tích hiển thị ảnh… • Máy in phim : dùng để in ra ảnh 3.2. Chức năng và hoạt động của từng khối 3.2.1. Hệ thống nam châm ¾ Chức năng Hệ thống nam châm có chức năng tạo ra từ trường chính Bo. Để đáp ứng yêu cầu cường độ từ trường rất lớn từ 1 Tesla đến 4 Tesla (tùy từng thiết bị cụ thể) và độ đồng nhất cao nhằm khôi phục chính xác cấu trúc của đối tượng nên thông thường nó là các nam châm điện từ với các cuộn dây siêu dẫn được giữ ở nhiệt độ gần 0 độ K nhờ các hỗn hợp dung dịch làm lạnh như : Hêli, Nitơ… ¾ Sơ đồ chức năng của hệ thống nam châm: Hệ thống nam châm bao gồm nam châm,khối nguồn và khối kiểm soát nam châm.khối nguồn nhận dòng điện từ mạng điện và cung cấp cho nam châm.Khối kiểm soát nam châm bao gồm: • Mạch điều khiển tắt khẩn cấp nam châm • Mạch báo hiệu mức dung dịch Hêli • Mạch cảnh báo chung • Mạch báo hiệu nhiệt độ phòng ¾ Hoạt động của hệ thống nam châm: Hệ thống phân phối nguồn cấp nguồn cho khối nguồn riêng của nam châm.Khối này đưa dòng điện vào dây siêu dẫn,dòng trong dây siêu dẫn tạo ra từ trường B0. Khi tắt hệ thống sau ngày làm việc,khối nguồn sẽ thực hiện phóng điện để ngắt dòng điện trong dây siêu dẫn.Hệ thống kiểm soát nam châm theo dõi hoạt động của nam châm. LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 47 - Khi có sự cố cần dừng khẩn cấp hoạt động nam châm,nhân viên ấn nút tắt khẩn cấp,mạch tắt khẩn cấp làm việc sẽ tiến hành ngắt nguồn,phóng điện trong dây siêu dẫn và xả bỏ dung dịch Hêli nhằm nhanh chóng giảm cường độ từ trường chính về 0.Mạch báo hiệu mức Hêli theo dõi mức Hêli và hiển thị cảnh báo bằng đèn LED.Mạch báo hiệu nhiệt độ phòng theo dõi nhiệt độ phòng và báo hiệu khi nhiệt độ phòng vượt quá 270C . ¾ Cấu trúc nam châm: Nam châm là thành phần đắt giá nhất trong hệ thống MRI.Đối với các thiết bị MRI sử dụng nam châm siêu dẫn thì nam châm siêu dẫn là một nam châm điện được sản xuất từ dây siêu dẫn. Nam châm Mạch điều khiển tắt khẩn cấp Hệ thống nguồn điện chung Báo hiệu mức Hêli Cảnh báo chung Nhiệt độ phòng Nút tắt khẩn cấp Hình 3.2: Hệ thống nam châm Khối nguồn của nam châm LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 48 - Dây siêu dẫn có điện trở xấp xỉ bằng 0 khi được giữ lạnh ở nhiệt độ gần 00 tuyệt đối ( -2730C hay 00K) bằng cách nhúng vào dung dịch Hêli.Một dòng điện chạy qua cuộn dây dẫn sẽ vẫn tiếp tục chạy qua cuộn dây khi nó được nhúng trong dung dịch Hêli.Một số mất mát có thể xảy ra do điện trở nhỏ hữu hạn của cuộn dây.Những mất mát này sẽ làm suy giảm từ trường ở mức độ khoảng một phần triệu từ trường chính trong một năm.Chiều dài siêu dẫn trong nam châm thường khoảng vài km.Cả cuộn dây và dung dịch Hêli được giữ trong hộp lớn.Trong thiết kế nam châm ban đầu hộp này thường được bao bọc trong các túi dung dịch Nitơ (77.40K) hoạt động như những bộ đệm nhiệt giữa nhiệt độ phòng và dung dịch Hêli.Trong thiết kế nam châm sau này vùng đệm nhiệt bằng dung dịch Nitơ được thay bằng vùng làm lạnh bởi máy lạnh.Thiết kế này loại bỏ được việc phải thêm dung dịch Nitơ vào thành phần nam châm 3.2.2. Hệ thống tạo trường gradient Đúng như tên gọi, hệ thống này có chức năng tạo ra từ trường gradient bổ xung vào từ trường chính Bo để tham gia vào quá trình mã hoá và giải mã về không gian cho tín hiệu CHTHN phát ra từ đối tượng Hình 3.3: Cấu tạo của một nam châm siêu dẫn LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 49 - Hệ thống tạo trường gradient gồm các cuộn gradient có cấu trúc thích hợp nhằm tạo ra từ trường gradient có cường độ và định hướng mong muốn. Các cuộn dây gradient thường bao gồm 3 cuộn: Cuộn Gx, cuộn Gy và cuộn Gz, tạo ra 3 từ trường gradient tương ứng theo 3 trục X, Y và Z. Hình 3.4: Cuộn dây tạo trường gradient theo trục Y Hình 3.5: Cuộn dây tạo trường gradient theo trục Z LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 50 - 3.2.3. Hệ thống thiết bị vô tuyến Hệ thống thiết bị vô tuyến có chức năng tạo ra xung vô tuyến (hay từ trường kích động B1) để kích thích tín hiệu CHTHN, sau đó thực hiện thu nhận và xử lý sơ bộ tín hiệu vô tuyến phát ra từ các mô của đối tượng. Hệ thống vô tuyến gồm một số thành phần chủ yếu như các cuộn dây RF, nguồn phát xung vô tuyến, các bộ khuếch đại vô tuyến. Xuất phát từ chức năng thu và phát tín hiệu vô tuyến, cuộn dây RF thường chia làm 3 loại chính: − Các cuộn kết hợp phát và thu (cuộn thu phát). − Cuộn phát riêng. − Cuộn thu riêng. Cuộn thu phát vừa đóng vai trò bộ phát xung vô tuyến vừa là bộ thu năng lượng sóng vô tuyến từ đối tượng cần được tạo ảnh. Cuộn phát riêng được sử dụng chỉ để phát xung vô tuyến, còn cuộn thu riêng được sử dụng chỉ để thu nhận tín hiệu từ các spin của đối tượng cần được tạo ảnh. Mỗi loại cuộn dây trên lại có rất nhiều dạng khác nhau. Cuộn RF trong thiết bị chụp cắt lớp có thể được so sánh với thấu kính của máy chụp ảnh. Hình 3.6: Cuộn dây tạo trường gradient theo trục X LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 51 - Giống như trong chụp ảnh sử dụng các loại thấu kính khác nhau để chụp cảnh gần và chụp cảnh xa với góc nhìn thay đổi, trong chụp cắt lớp cũng có nhiều loại cuộn dây RF để bảo đảm thích hợp với các trường hợp có thể xảy ra. Một cuộn dây tạo ảnh phải cộng hưởng hay lưu trữ năng lượng có hiệu quả ở tần số Larmor. Tất cả các cuộn tạo ảnh đều có cấu trúc bao gồm các phần tử điện cảm L và điện dung C hình thành mạch cộng hưởng LC với tần số cộng hưởng ν được xác định như sau: 1ν 2π LC = Một số kiểu cuộn dây tạo ảnh được điều chỉnh phù hợp với từng bệnh nhân bằng cách thay đổi điện dung theo một quy luật nào đó. Một yêu cầu khác của cuộn tạo ảnh là từ trường B1 (do xung vô tuyến tạo ra) phải trực giao với từ trường chính B0. Một số kiểu cuộn tạo ảnh thông dụng nhất sẽ được mô tả dưới đây.Việc mô tả sẽ chỉ ra chiều từ trường B1,phương thức tác động và các ứng dụng của cuộn dây Hình 3.7: Cấu tạo bên trong của cuộn dây bề mặt(A) và cuộn dây khối thể tích(B) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 52 - • Cuộn từ tính nhiều vòng tròn ( Multi Turn Solenoid ). • Cuộn bề mặt (Surface Coil). Cuộn bề mặt rất thông dụng vì chúng là cuộn thu và có tỉ số SNR cao Hình 3.8: Cuộn từ tính nhiều vòng Hình 3.9: Cuộn bề mặt Chiều nhạy cảm với tín hiệu RF LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 53 - • Cuộn lồng chim (Bird Cage Coil). Cuộn lồng chim được sử dụng khi tạo ảnh đầu và sọ não • Cuộn từ tính một vòng tròn (Single Turn Solenoid ). Cuộn từ tính một vòng tròn sử dụng tạo ảnh các phần đầu mút,ví dụ như tạo ảnh ngực và cổ tay Hình 3.10: Cuộn lồng chim Hình 3.11: Cuộn từ tính một vòng tròn LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 54 - • Cuộn yên ngựa (Saddle Coil). • Cuộn mạng pha (Phased-Array Coil ). Cuộn bề mặt và cuộn mạng pha thường đóng vai trò cuộn thu.Khi cuộn bề mặt hay cuộn mạng pha được sử dụng,một cuộn dây khác trong thiết bị chụp cắt lớp sẽ được sử dụng làm bộ phát năng lượng tần số vô tuyến để phát các xung 900 và 1800 3.2.4. Hệ thống định vị và kiểm soát bệnh nhân Hệ thống định vị bệnh nhân hay còn được gọi là bàn bệnh nhân. Đây là hệ thống cho phép dịch chuyển và định vị bệnh nhân với độ chính xác rất cao. Nó được điều khiển bởi máy tính và cho phép bác sỹ hoặc thao tác viên có thể điều khiển chọn các vùng cần chụp trên bệnh nhân. Các thiết bị kiểm soát bệnh nhân bao gồm: Cảm biến xung, cảm biến hô hấp, cảm biến điện tâm đồ dùng trong kiểm soát bệnh nhân và chụp đồng bộ sinh lý; điện cực và đầu đo điện tâm đồ, cảm biến hồng ngoại, dây đai khí nén cố định ngực, camera trong khoang chụp, thiết bị liên lạc với bệnh nhân và thiết bị gọi nhân viên của bệnh nhân (bóng bóp báo động). 3.2.5. Hệ thống thu nhận tín hiệu Bộ tách sóng cầu phương là thành phần chính của khối thu. Đây là một thiết bị tách riêng các tín hiệu Mx và My từ tín hiệu thu được từ cuộn thu RF. Hình 3.12: Cuộn yên ngựa LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 55 - Hình 3.13: Sơ đồ bộ trộn cân bằng kép Nó thực hiện chuyển đổi tín hiệu CHTHN từ dạng tín hiệu vô tuyến (tần số hàng trăm MHz) sang dạng tín hiệu âm tần (tần số khoảng chục KHz). Trung tâm của bộ tách sóng cầu phương là bộ trộn cân bằng kép (Doubly Balanced Mixer - DBM). Bộ trộn cân bằng có 2 đầu vào và một đầu ra. Nếu tín hiệu đầu vào là cos(A) và cos(B), tín hiệu đầu ra sẽ là 1/2 cos(A+B) và 1/2 cos(A-B). Vì vậy bộ trộn này còn gọi là bộ tách sóng nhân do đầu ra là tích của cos(A) và cos(B). Hình 3.14: Sơ đồ bộ tách sóng pha cầu phương LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 56 - Bộ tách sóng cầu phương thường có 2 bộ trộn cân bằng, 2 bộ lọc, 2 bộ khuếch đại và 1 bộ dịch pha 900. Thiết bị có 2 đầu vào và 2 đầu ra. Tần số ω và ω0 được đưa vào, còn các thành phần Mx và My của véc tơ từ hoá ngang được lấy ra. 3.2.6. Hệ thống máy tính chuyên dụng, bàn điều khiển và hiển thị Toàn bộ hoạt động của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN được điều khiển bởi phần mềm cài sẵn trên một hệ thống máy tính chuyên dụng có tốc độ xử lý cao. Tại đây quá trình chụp được điều khiển bởi các thủ tục lưu sẵn trong máy tính và do người sử dụng lựa chọn. Máy tính thực hiện quá trình tái tạo ảnh gồm các thuật toán biến đổi Fourier, Radon, tích cuộn…và hiển thị ảnh. Ảnh chụp cắt lớp tái tạo xong có thể quan sát trực tiếp trên màn hình máy tính hoặc in ra phim nhờ máy in phim. 3.2.7. Một số dạng phantom: Phantom là thiết bị mô phỏng bệnh nhân thực được sử dụng trong quá trình chụp kiểm tra chất kiểm tra chất lượng làm việc của hệ thống sau đây là một và dạng phantom thường được sử dụng: • Phantom đầu hình cầu: đường kính 17cm,thể tích dung dịch 2.571 lít,lượng chất nạp vào: 1.25gNiSO4.6H2O/lít • Phantom toàn thân hình cầu:đường kính 24 cm,thể tích dung dịch 7.236 lít lượng chất nạp 1.25gNiSO4.6H2O/lít • Phantom đầu lớn hình trụ:thể tích dung dịch 3.911 lít,lượng chất nạp vào 3gMnCl2.4H2O+3gNaCl/lít • Phantom đầu lớn hình trụ tròn rỗng:thể tích dung dịch 6.534 lít,lượng chất nạp vào 3gMnCl2.4H2O+3gNaCl/lít • Phantom toàn thân lớn,hình trụ elip rỗng:thể tích dung dịch 18.25 lít lượng chất nạp vào 3gMnCl2.4H2O+5gNaCl/lít • Phantom hình chai:đường kính 11.6 cm thể tích dung dịch 2 lít lượng chất nạp vào 1.25gNiSO4.6H2O+6gNaCl/lít LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 57 - • Phantom chung hình elip:thể tích dung dịch 7 lít lượng chất nạp vào 1.25gNiSO4.6H2O+5gNaCl/lít 3.3. Một số vấn đề về ảnh chụp cắt lớp CHTHN 3.3.1. Khái niệm và phân loại ảnh chụp cắt lớp CHTHN Chụp cắt lớp CHTHN có khả năng tạo ra các ảnh khác biệt khá nhiều so với các phương pháp tạo ảnh khác.Một khác biệt chủ yếu là chụp CHTHN có thể tạo ảnh chọn lọc nhiều đặc trưng khác nhau của mô.Ưu điểm của khả năng này là nếu quá trình bệnh lý không làm thay đổi một đặc trưng nào đó của mô thì cũng làm thay đổi đặc trưng khác,do đó ảnh tạo ra có hiệu quả chẩn đoán cao hơn.Điều này làm cho chụp cắt lớp CHTHN có phần nào hoàn thiện hơn hầu hết các phương pháp tạo ảnh khác Ảnh chụp cắt lớp CHTHN,gọi tắt là ảnh CHTHN hiển thị các đặc trưng sinh lý của mô.Ảnh CHTHN truyền thống hiển thị cường độ tín hiệu vô tuyến phát ra từ mô.Các vùng sáng trong ảnh tương úng với các mô phát ra tín hiệu có cường độ cao.Các vùng đen trong ảnh tương ứng với các mô không phát ra tín hiệu vô tuyến.Giữa hai điểm này là một khoảng cường độ tín hiệu được hiển thị bằng các mức xám khác nhau tùy theo sự khác biệt giữa các mô hay còn gọi là độ tương phản mô Trạng thái của các mô khi phát ra tín hiệu vô tuyến gọi là trạng thái bị kích thích hay trạng thái từ hóa.Trạng thái từ hóa xuất hiện khi bệnh nhân được đưa vào trong một từ trường mạnh (từ trường chính B0).Tuy nhiên,không phải toàn bộ các mô đều được từ hóa giống nhau.Độ từ hóa của mô trong quá trình thu nhận giữ liệu xác định cường độ tín hiệu vô tuyến và do đó xác định cả độ sáng trên ảnh.Ảnh CHTHN thực chất là ảnh của các mô bị từ hóa,các mô hay vật chất khác không bị từ hóa sẽ không quan sát thấy trên ảnh.Vật liệu từ hóa trong chụp cắt lớp CHTHN là hạt nhân nguyên tử Hydro(proton) có hầu hết trong các mô của cơ thể Ảnh CHTHN được phân loại chủ yếu theo đặc trưng mô thể hiện trong ảnh.Theo cách phân loại này ảnh CHTHN có các loại sau đây • Ảnh mật độ proton Đặc trưng của mô có thể tạo ảnh trực tiếp là sự tập trung hay mật độ proton.Trong ảnh mật độ proton,độ từ hóa của các mô,cường độ tín hiệu vô tuyến phát ra và do đó LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 58 - cả cường độ sáng trên ảnh phụ thuộc vào lượng proton chứa trong mô.Mô có lượng proton cao sẽ phát ra tín hiệu mạnh và hiển thị bằng màu sáng trên ảnh • Ảnh thời gian dãn hồi T1 và T2 Quá trình CHTHN được đặc trưng bằng 2 hằng số thời gian là thời gian dãn hồi spin-mạng T1 và thời gian dãn hồi spin-spin T2.Thời gian dãn hồi cũng có thể được sử dụng để tạo ra độ tương phản giữa các mô bình thường và các mô bệnh lý.Thông thường trong thực tế,ảnh tạo ra không chỉ do một đặc trưng của mô mà là sự kết hợp của toàn bộ các đặc trưng.Khi nói ảnh T1 chẳng hạn thì phải hiểu rằng hằng số T1 tham gia chính vào quá trình xác định độ tương phản mô nhưng đồng thời vẫn có đặc trưng kia tham gia với mức độ nhỏ • Ảnh dòng Chụp cắt lớp CHTHN có khả năng tạo ảnh dòng máu khi không cần sử dụng chất đối quang.Mặc dù hiệu ứng dòng xuất hiện trong hầu hết các ảnh và thường ảnh hưởng xấu đến chất lượng ảnh nhưng trong chụp mạch máu nó lại là nhân tố tạo tương phản chính 3.3.2. Các chỉ tiêu chất lượng của ảnh Một yêu cầu hết sức quan trọng là tạo ra được các ảnh có giá trị chẩn đoán cao.Chất lượng ảnh phụ thuộc vào khả năng vật lý và kỹ thuật tuy nhiên mối quan tâm chính của người sử dụng chỉ là hiệu quả chẩn đoán.Bỏ qua nội dung giải phẫu của ảnh ta đánh giá chất lượng ảnh trên cơ sở bốn chỉ tiêu sau: - Nhiễu tạp - Độ tương phản - Độ phân giải - Các mẫu giả(Artifacts) ¾ Nhiễu tạp Không thể quan sát được tín hiệu thuần nhất trên ảnh bởi vì giá trị mức xám của từng điểm ảnh bao gồm: - Cường độ tín hiệu đo được đối với phần tử thể tích tương ứng LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 59 - - Nhiễu tạp ngoài ý muốn. Nhiễu tạp trong ảnh là dao động thống kê của cường độ tín hiệu không mang thông tin ảnh.Nó xuất hiện dưới dạng các mẫu dạng có “hạt” hay không đồng đều Về nguyên lý,ảnh hưởng của nhiễu là không thể tránh khỏi bởi vì nguyên nhân xuất hiện của nhiễu trước hết là do các đặc điểm vật lý: - Nhiễu tạp điện từ trong cơ thể do chuyển động phân tử của các hạt mang điện - Nhiễu tạp do trở kháng điện của các quận thu và các mạch điện tử trong hệ thống thu Quan hệ giữa tín hiệu và nhiễu tạp,đó là tỷ số tín hiệu trên nhiễu (Signal to Noise Ratio-SNR) SNR=Tín hiệu/Nhiễu ¾ Độ tương phản Chỉ riêng tỷ số tín hiệu/nhiễu cao chưa đảm bảo là ảnh có chất lượng cao.Sự khác biệt giữa các mô cũng rất quan trọng,tức là độ tương phản giữa các mô khác nhau,đặc biệt là giữa các mô lành và các mô bị bệnh.Độ tương phản mô là độ lệch tương đối về cường độ tín hiệu của hai loại mô khác nhau. Các yếu tố ảnh hưởng đến độ tương phản: - Dãy xung:dãy xung tiếng vọng spin,đảo ngược phục hồi,tiếng vọng gradient,dãy xung Turbo….. - Tham số xung:TR,TE,TI,TS,góc lật. - Chất đối quang:ví dụ như Gadolium DTPA,DOTA….. Do ta luôn mong muốn đồng thời nhận được tỷ số tín hiệu/nhiễu cao và độ tương phản thích hợp,hai giá trị này có thể kết hợp vào một tiêu chuẩn chất lượng,đó là tỷ số độ tương phản trên nhiễu (Contrast to Noise Ratio-CNR).CNR biểu hiện sự khác biệt giữa tỷ số tín hiệu/nhiễu của hai loại mô tương ứng A và B: CNR=SNRA-SNRB ¾ Độ phân giải Độ phân giải thích hợp là một điều kiện tiên quyết khác đối với việc chẩn đoán các tổn thương bệnh lý nhỏ.Các yếu tố ảnh hưởng đến độ phân giải bao gồm: LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 60 - - Độ dày lớp cắt:Độ dày lớp cắt là chiều sâu không gian của lớp cắt được chụp - Trường quan sát (Field of View-FOV):Trường quan sát là phần diện tích có chứa vùng cần quan tâm của lớp cắt được chụp - Ma trận: Kích thước của ma trận là tích số hàng và cột của ma trận,ví dụ ma trận 128*256 gồm có 128 hàng và 256 cột Hãy bỏ qua độ dày lớp cắt và tập trung chú ý tới độ phân giải diện tích trên ảnh.Độ phân giải diện tích là một hàm của kích thước điểm ảnh.Kích thước điểm ảnh được xác định từ các tham số về trường quan sát và kích thước ma trận: Kích thước điểm ảnh=Trường quan sát/Kích thước ma trận Điểm càng nhỏ,độ phân giải diện tích càng cao: Bảng 3.1: Tương quan giữa trường quan sát,kích thước ma trận và điểm ảnh FOV [mm] Ma trận Điểm ảnh [mm x mm] 260 256 x 256 1,0 x 1,0 260 128 x 256 2,0 x 1,0 260 128 x 128 2,0 x 2,0 130 128 x 128 1,0 x 1,0 Độ dày lớp cắt là một yếu tố tạo nên độ phân giải không gian hoàn chỉnh.Độ phân giản không gian là hàm kích của kích thước phần tử thể tích (voxel) .Kích thước voxel được xác định từ các tham số về kích thích ma trận,FOV và độ dày lớp cắt: Kích thước ma trận=Kích thước pixel x Độ dày lớp cắt Voxel càng nhỏ,độ phân giải không gian càng cao nhưng tín hiệu đo được lại yếu hơn Việc kết hợp giảm kích thước voxel và giữ nguyên giá trị các tham số,đặc biệt là số lượt thu nhận không thể tránh được việc giảm tỷ số tín hiệu/nhiễu.Do đó,chỉ riêng kích thước voxel nhỏ hơn không làm tăng chất lượng ảnh.Việc giảm SNR do tăng độ phân giải không gian có thể được bù bằng cách: - Tăng số lượt thu nhận LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 61 - - Thời gian TR dài hơn (có hiệu quả trong một số trường hợp) thông thường cũng làm tăng độ tương phản 3.3.3 Hiện tượng tạo mẫu giả trong ảnh Mẫu giả trong ảnh là bất kỳ đặc điểm nào xuất hiện trong ảnh nhưng không có trong đối tượng tạo ảnh.Mẫu giả đôi khi xuất hiện do hoạt động không chính xác của bộ tạo ảnh,cũng có thể do các quá trình tự nhiên hay đặc trưng bên trong cơ thể con người.Các mẫu giả thường được phân loại theo nguồn gôc gây ra chúng.Một sự cố đối với bộ tạo ảnh có thể biểu hiện ở một trạng thái khác nhau.Hơn nữa,không phải toàn bộ các mẫu giả trong một dạng đã nêu đều biểu hiện giống nhau.Sau đây ta sẽ khảo sát các mẫu giả cơ bản nhất. ¾ Mẫu giả do bộ tách sóng pha cầu phương Mẫu giả do bộ tách sóng pha cầu phương gây ra do các vấn đề trong mạch tách sóng.Cụ thể hơn,các vấn đề này thường gắn với phần cứng của bộ tách sóng cầu phương.Các vấn đề xuất hiện do quá trình làm việc không chính xác của hai kênh cầu phương.Ví dụ,nếu một trong các bộ khuếch đại có bù dòng một chiều ở đầu ra,dữ liệu sau biến đổi Fourier có thể hiển thị một vệt sáng ở trung tâm của ảnh.Nếu một kênh trong bộ tách sóng có hệ số khuếch đại cao hơn kênh kia sẽ dẫn đến có bóng mờ theo đường chéo của ảnh.Các mẫu giả kiểu này thường xuất hiện do có hỏng hóc về phần cứng và cần được xác định cụ thể bởi nhân viên có chuyên môn kỹ thuật ¾ Mẫu giả do sự không đồng nhất của từ trường B0 Tất cả các thiết bị tạo ảnh cộng hưởng từ đều có từ trường đồng nhất B0.Từ trường B0 không đồng nhất sẽ gây ra các nhiễu loạn trong ảnh.Các nhiễu loạn có thể là về mặt không gian hoặc cường độ hoặc cả hai.Nhiễu loạn cường độ xuất hiện do độ đồng nhất của từ trường tại một vùng trong đối tượng tạo ảnh cao hơn hay thấp hơn độ đồng nhất trong các vùng còn lại.Hằng số T2* trong vùng này sẽ khác và do đó tín hiệu cũng có khuynh hướng khác đi.Ví dụ,nếu độ đồng nhất nhỏ hơn,T2* sẽ nhỏ hơn và tín hiệu cũng nhỏ hơn.Nhiễu loạn không gian xuất hiện là do trường gradient trong từ trường chính B0 không đổi trong một khoảng rộng.Chúng làm cho các spin cộng hưởng ở các tần số Larmor khác với tần số quy định bởi dãy xung tạo ảnh ¾ Mẫu giả do trường gradient Các mẫu giả xuất hiện do các vấn đề nảy sinh trong trường gradient đôi khi khá giống với khi từ trường B0 không đồng nhất.Một trường gradient không ổn định theo một chiều gradient sẽ LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 62 - gây nhiễu loạn đến ảnh.Điều này thường chỉ xảy ra khi cuộn dây gradient bị hỏng.Các mẫu giả khác có liên quan đến trường gradient do các dòng điện bất thường chạy qua cuộn dây gradient ¾ Mẫu giả do sự không đồng nhất của sóng vô tuyến Vấn đề không đồng nhất của sóng vô tuyến tức là có sự biến đổi cường độ qua ảnh.Nguyên nhân là do sự không đồng nhất của trường B1 hoặc sự không đồng nhất về độ nhạy của cuộn thu.Một số cuộn RF,chẳng hạn như cuộn bề mặt,có sự biến đổi vốn có về độ nhạy và luôn biểu hiện có mẫu giả loại này.Sự xuất hiện của mẫu giả loại này trong các cuộn dây khác biểu hiện có sự hư hỏng trong một phần nào đó của cuộn dây hoặc có vật liệu phi sắt từ trong đối tượng tạo ảnh.Ví dụ,một vật kim loại chặn trước chiều trường RF chiếu qua mô sẽ tạo ra một vùng trống không có tín hiệu trong ảnh ¾ Mẫu giả do dịch chuyển Mẫu giả do dịch chuyển gây ra do dịch chuyển của đối tượng tạo ảnh hoặc một phần của đối tượng tạo ảnh trong quá trình kích thích và thu nhận tín hiệu.Dịch chuyển của toàn bộ đối tượng tạo ảnh nhìn chung thường dẫn đến có vết ố trên toàn ảnh với ảnh có bóng mờ theo chiều mã hóa pha.Dịch chuyển của một phần nhỏ trong đối tượng tạo ảnh dẫn đến có vết ố của phần đó trên ảnh.Giải pháp khắc phục mẫu giả do dịch chuyển là phải cố định bệnh nhân hoặc đối tượng tạo ảnh.Dịch chuyển nhiều khi là do nhịp tim đập hay nhịp thở của bệnh nhân.Hai nguyên nhân này về nguyên tắc là không thể loại trừ được.Giải pháp trong trường hợp này là đồng bộ dãy xung tạo ảnh bằng xung nhịp tim (xung điện tâm đồ) hay xung nhịp hô hấp của bệnh nhân.Ví dụ như nếu mẫu giả sinh ra trong chụp mạch,một biện pháp là khởi động quá trình thu nhận các bước mã hóa pha ở thời điểm giữ chậm nhất định so với xung R (sóng R) trong chu kỳ nhịp tim.Bằng cách này mạch sẽ luôn nằm tại một vị trí,có thể tác động tương tự đối với chu kì hô hấp.Nhược điểm của kỹ thuật này là việc chọn thời gian TR thường phải xác định theo nhịp tim hay nhịp hô hấp.Các kỹ thuật thiết kế nhằm loại trừ mẫu giả do dịch chuyển thường có nhiều tên gọi khác nhau tùy theo nhà sản xuất thiết bị chụp cắt lớp CHTHN.Ví dụ,một số tên gọi của quá trình loại trừ mẫu giả do hô hấp là van lọc hô hấp,sự bù hô hấp hay phương pháp kích thích bằng xung nhịp hô hấp LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 63 - Kèm theo ảnh dọc trục đầu thường có mẫu giả do dịch chuyển.Mạch máu ở phía sau đầu dịch chuyển này gây ra mẫu giả dạng bóng mờ theo đường chéo của ảnh ¾ Mẫu giả do dòng chảy Mẫu giả do dòng chảy gây ra do dòng máu hoặc dòng chất dịch trong cơ thể.Dung dịch chảy qua lớp cắt cũng chịu tác động của xung RF và sau đó chảy ra khỏi lớp cắt trong thời gian thu nhận tín hiệu.Giả sử chúng ta sử dụng một dãy xung tiếng vọng spin để tạo ảnh lớp cắt.Trong giai đoạn có xung 900 chọn lớp,dòng máu trong lớp cắt cũng quay đi một góc 900.Trước khi đưa vào xung 1800,dòng máu đã chịu tác động của xung 900 chạy ra khỏi lớp cắt.Xung chọn lớp 1800 quay các spin trong lớp cắt 1800.Tuy nhiên,dòng máu trong lớp cắt có véctơ từ hóa dọc trục +Z trước khi xung kích thích và dọc trục –Z sau khi xung kích thích.Nó không tạo ra tín hiệu,trong thời gian thu nhận tiếng vọng lớp cắt chỉ chứa dòng máu không chịu tác động của xung 900 hoặc xung 1800.Kết quả là mạch máu,như chúng ta đã biết có mật độ hạt nhân Hydro (proton) cao sẽ không tạo ra tín hiệu G/chậm G/chậm Tín hiệu ECG Dòng máu Xung khởi tạo Dãy xung MRI Hình 3.15: Mô tả quá trình chụp đồng bộ từ nhịp tim LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 64 - Trong dãy xung cắt nhiều lớp,các lớp cắt có thể được định vị sao cho dòng máu đã chịu tác dộng của xung 900 ở một lớp cắt có thể chảy vào lớp cắt khác và chịu tác động của xung 1800 ở lớp cắt đó sau đó chảy vào lớp cắt thứ 3 và tạo ra tiếng vọng tại đó.Trong trường hợp này,mạch máu sẽ hiển thị với cường độ tín hiệu cao.Kết quả là một số lớp cắt có mạch máu có cường độ tín hiệu cao và một số mạch máu có cường độ tín hiệu thấp. ¾ Mẫu giả do dịch chuyển hóa học Mẫu giả do dịch chuyển hóa học gây ra do sự khác nhau về độ dịch chuyển hóa học (tần số Larmor) của nước và mô mỡ.Mẫu giả xuất hiện dưới dạng mất đồng bộ trong sắp xếp giữa các điểm ảnh nước và mô mỡ trong ảnh.Sự khác biệt về độ dịch chuyển hóa học giữa nước và mô mỡ xấp xỉ 3.5 ppm tương ứng với mức khác biệt tần số 220Hz ở từ trường 1.5T hoặc 147 Hz ở từ trường 1T.Trong suốt quá trình chọn lớp,có độ lệch nhỏ giữa vị trí của các spin trong nước và mô mỡ được quay đi bằng xung RF.Trong quá trình có xung mã hóa pha các spin trong nước và mô mỡ có được pha khác nhau.Kết quả là các spin trong nước và mô mỡ trong cùng một phần tử thể tích được mã hóa như là chúng ở trong các phần tử thể tích khác nhau,dẫn đến trong ảnh vị trí của spin sẽ dịch chuyển so với vị trí thực trong mô.Biên độ dịch chuyển tỷ lệ với biên độ từ trường chính B0 và tỷ lệ nghịch với tốc độ lấy mẫu theo chiều mã hóa tần số.Khi tốc độ lấy mẫu không đổi,từ trường chính B0 = 1.5T và tốc độ lấy mẫu là 16 kHz,độ dịch chuyển xấp xỉ 3.5 điểm ảnh.Khi B0 = 0.5T và tốc độ lấy mẫu 16 kHz độ dịch chuyển xấp xỉ 1 điểm ảnh Để loại trừ mẫu giả do dịch chuyển hóa học,ta có thể sử dụng biện pháp sau đây: • Sử dụng dãy xung có dải rộng hơn,chú ý rằng phương pháp này đồng thời làm tăng nhiễu tạp.Một dãy xung có dải thông hẹp hơn sẽ sử dụng một trường gradient đọc thấp hơn và gây ra các mẫu giả do dịch chuyển sẽ rõ ràng hơn.Khi thực hiện chụp não sự dịch chuyển không có liên quan đến chẩn đoán lâm sàng do cường độ tín hiệu từ mỡ có thể được chắn làm suy giảm so với tín hiệu từ nước.Trong trường hợp này có thể sử dụng dãy xung có dải thông hẹp hơn • Tráo đổi trường gradient mã hóa pha và tần số:Việc này làm thay đổi chiều xảy ra dịch chuyển hóa học • Sử dụng dãy xung đảo nghịch phục hồi ngắn STIR LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 65 - • Sử dụng phương pháp chắn tín hiệu từ mô mỡ ¾ Mẫu giả do phần tử thể tích Mẫu giả do phần tử thể tích là bất kỳ mẫu giả nào xuất hiện do kích thước của phần tử thể tích.Ví dụ,nếu phần tử thể tích nhỏ chỉ chứa một tín hiệu từ nước hay mô mỡ và một phần tử thể tích lớn hơn có chứa tổ hợp cả hai tín hiệu,phần tử thể tích lớn đó sẽ phát ra tín hiệu bằng trung bình trọng số của lượng nước và mô mỡ có trong phần tử thể tích.Một biểu hiện khác của mẫu giả loại này là giảm độ phân giải do nhiêu đặc tính có trong phần tử thể tích.Giải pháp khắc phục mẫu giả do thể tích không gian là chọn phần tử thể tích nhỏ hơn,tuy nhiên việc này có thể dẫn đến giảm tỷ số tín hiệu/nhiễu trong ảnh ¾ Mẫu giả dạng che phủ Mẫu giả dạng che phủ là sự xuất hiện ở bên trong trường quan sát một phần của cấu trúc giải phẫu được tạo ảnh nằm bên ngoài của trường quan sát.Mẫu giả loại này xuất hiện do việc chọn trường quan sát nhỏ hơn so với kích thước đối tượng được tạo ảnh.Hoặc đặc biệt hơn cũng có thể do tốc độ số hóa (tần số lấy mẫu) nhỏ hơn khoảng tần số của tiếng vọng.Giải pháp khắc phục mẫu giả dạng che phủ là chọn trường quan sát lớn hơn,điều chỉnh vị trí của tâm ảnh hoặc chọn một cuộn dây tạo ảnh không kích thích hay thu nhận tín hiệu từ các mô bên ngoài trường quan sát mong muốn ¾ Mẫu giả dạng rung động Mẫu giả dạng rung động là một loạt các đường song song với các đường biên nơi có sự thay đổi đột ngột cường độ sáng.Nguyên nhân xuất hiện mẫu giả dạng rung động là do quá trình lấy mẫu đối với tiếng vọng chưa hoàn chỉnh.Điều này có nghĩa là tín hiệu không suy giảm đến 0 ở cuối quá trình thu nhận,và tiếng vọng không được số hóa đầy đủ.Mẫu giả loại này xuất hiện trên ảnh khi sử dụng ma trận thu nhận có kích nhỏ.Do đó,mẫu giả dễ dàng quan sát trên chiều 128 điểm của ma trận thu nhận 512 x 128.Giải pháp khác phục mẫu giả loại này là chọn kích thước ma trận hợp lý LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 66 - 3.4 Quy tắc an toàn trong khai thác và sử dụng thiết bị 3.4.1 Quy tắc bố trí thiết bị Thiết bị chụp cắt lớp CHTHN là một tổ hợp lớn có cấu trúc phức tạp do đó việc bố trí thiết bị cũng đòi hỏi tuân thủ nghiêm ngặt các quy tắc.Nhìn chung,thiết bị được bố trí vào các phòng riêng biệt,bao gồm phòng hệ thống nguồn,phòng hệ thống nam châm,phòng chụp,phòng điều hành ngoài ra có thể bố trí phỏng rửa phim,phòng nhân viên…..Một cách bố trí đơn giản nhất được mô tả trên hình 3.16 I:Phòng hệ thống nguồn II:Phòng hệ thống nam châm III:Phòng chụp IV:Phòng điều hành 1:Nút tắt nam châm 2:Nút tắt khẩn cấp 3:Nút dừng bàn bệnh nhân Phòng hệ thống nam châm và phòng chụp có vách và cửa có khả năng chắn từ trường và sóng vô tuyến.Phần vách giữa bàn điều khiển và phòng chụp sử dụng vách kính trong có chắn từ trường và sóng vô tuyến.Nhiệt độ phòng yêu cầu 210C ± 30C độ ẩm tương đối 50-70 % 2 1 2 1 2 1 2 3 3 I II III IV Hình 3.16: Sơ đồ bố trí thiết bị chụp cắt lớp CHTHN thông dụng I Bàn điểu khiển Bàn bệnh nhân Giá để các cuộn dây và phan tom LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 67 - 3.4.2. Quy tắc an toàn chung Người sử dùng cần nắm vững toàn bộ các quy tắc an toàn được đưa ra dưới đây và phải triệt để tuân thủ các quy tắc an toàn khi làm việc với thiết bị Việc sử dụng máy chụp cắt lớp chụp cắt lớp cộng hưởng từ bị cấm trong các trường hợp sau: • Đối với bệnh nhân có thiết bị điện,từ hay kim loại cấy ghép trong cơ thể như máy điều hòa nhịp tim,bơm insulin….do từ trường biến đổi tạo ra trong hệ thống có thể gây nhiễu cho các thiết bị đó • Đối với bệnh nhân có sử dụng kẹp mạch trừ khi nhân viên chuyên môn đảm bảo chắc chắn rằng kẹp mạch không hoạt động từ • Đối với bệnh nhân đã trải qua giải phẫu thẩm mỹ hay xăm mình trừ khi nhân viên chuyên môn bảo đảm chắc chắn rằng các sản phẩm đã sử dụng không hoạt động từ Cần hết sức đề phòng cẩn thận khi chụp cho các bệnh nhân sau: • Bệnh nhân có hội chứng sợ hãi hay có nguy cơ tai biến mạch máu • Bệnh nhân có triệu chứng ngừng tim • Bệnh nhân bất tỉnh,không có khả năng tự lực,tê liệt hay quá yếu,bệnh nhân mất cảm giác hay bị xúc động mạnh,trẻ em dưới 7 tuổi • Phụ nữ có thai Cần bố trí một khu vực cấp cứu ở vị trí thích hợp bên ngoài từ trường để xử trí các bệnh nhân cần trợ giúp khẩn cấp do mất an toàn hay do bị ảnh hưởng bởi các thiết bị nằm trong từ trường Trong quá trình vận hành thiết bị cần thực hiện đúng quy trình thao tác: • Mở và tắt hệ thống đúng theo các thủ tục chụp • Trong quá trình chụp phải liên tục giám sát hệ thống • Thường xuyên theo dõi bệnh nhân trong quá trình chụp thông qua màn hình,thiết bị theo dõi….. Nếu xảy ra trường hợp khẩn cấp như trạng thái nguy hiểm cho bệnh nhân,hệ thống không hoạt động….,phải tắt hệ thống ngay lập tức bằng cách ấn nút tắt khẩn cấp và cho nhân viên có thẩm quyền giải quyết.Những người có thiết bị cấy ghép hay mang các vật kim loại khác không vào phòng chụp.Cửa phòng chụp phải khóa lại khi không sử dụng LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 68 - ¾ Các quy tắc cơ bản Tuân theo đúng quy định của Nhà nước và địa phương có liên quan đến máy chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân Tuy nhiên,nên tuân thủ theo các hướng dẫn sử dụng ngay cả khi vượt chúng vượt quá quy định của Nhà nước và địa phương để bảo đảm an toàn cho bệnh nhân,nhân viên và các đối tượng khác. • Bình và ống dẫn Hêli (hoặc Nitơ) cần bảo đảm áp suất theo quy định • Cần có sổ tay ghi chép về hệ thống,về các nhân viên kỹ thuật • Ghi chép toàn bộ tình hình các tai nạn xảy ra để đáp ứng thích hợp yêu cầu của cơ quan quản lý,cơ quan chuyên môn và cơ sở đào tạo • Không sử dụng hệ thống trong môi trường cháy nổ • Các dấu hiệu cảnh báo và dấu hiệu an toàn thích hợp phải được niêm yết để quan sát được một cách rõ ràng • Ghi nhớ đầy đủ vị trí và chức năng của các nút tắt khẩn cấp • Tổ chức tốt việc huấn luyện,thẩm định trình độ cho nhân viên một cách thường xuyên ¾ Kiểm tra chức năng an toàn Đây là trách nhiệm của người sử dụng nhằm bảo đảm cho các chức năng an toàn hoạt động đúng như thiết kế: Các chức năng an toàn cần kiểm tra hàng năm là: • Chức năng dừng nam châm • Chức năng dừng bàn bệnh nhân • Chức năng nút tắt khẩn cấp • Chức năng nút mở khẩn cấp đối với cửa khí nén • Hệ thống thiết bị vô tuyến • Hệ thống nam châm • Các vật dẫn điện có vỏ bọc • Các phụ tùng đảm bảo an toàn • Các thành phần khác (hệ thống liên lạc,dấu hiệu cảnh báo….) LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 69 - 3.4.3 Quy tắc an toàn đối với bệnh nhân và nhân viên ¾ Quy định về các nút khẩn cấp • Có ba loại nút khẩn cấp là:nút tắt nam châm,nút tắt khẩn cấp và nút dừng bàn bệnh nhân • Các dây cáp nguồn của hệ thống phải bố trí theo đường hợp lý qua một cầu trì do người sử dụng đặt hoăc qua một công tắc nối đất với nút tắt khẩn cấp • Nút tắt khẩn cấp chỉ sử dụng trong 3 trường hợp:ngăn chặn nguy hiểm cho người hay thiết bị,xảy ra sự cố cháy nổ và xảy ra tai nạn về điện • Nút tắt nam châm được sử dụng để bảo vệ an toàn cho người khi có trường hợp khẩn cấp do từ trường gây ra hoặc khi có sự cố cháy nổ.Thời gian để từ trường giảm đến mức không nguy hiểm (20 mT) là nhỏ hơn 3 phút. • Khi ấn tắt nút nam châm,chất làm lạnh Hêli thoát ra và bốc hơi nhanh chóng,nhiệt độ bảo đảm cho nam châm siêu dẫn không được duy trì.Để tránh nguy hiểm,không sờ vào lỗ thoát Hêli,lau sạch các hạt nhỏ ngưng tụ trên lỗ thoát ¾ Quy tắc liên quan đến sóng vô tuyến Trong quá trình phát xạ cơ thể sẽ hấp thụ năng lượng sóng vô tuyến.Năng lượng hấp thụ được đo bằng tốc độ hấp thụ riêng (Specific Absorption Rate-SAR) đó là năng lượng hấp thụ trên 1 kg trọng lượng cơ thể: SAR=Năng lượng sóng vô tuyến/giây/kg trọng lượng cơ thể=[W/kg] Nhiệt độ cơ thể sẽ tăng lên khi SAR vượt quá khả năng điều chỉnh thân nhiệt của cơ thể.Giới hạn của SAR tùy thuộc vào bộ phận cần chụp.Tỷ lệ này đối với toàn thân phải nhỏ hơn 0.4 W/kg.Đối với phần đầu trung bình phải nhỏ hơn 3.2 W/kg.Các dãy xung không được làm tăng nhiệt độ cơ thể lên quá 10C và không lớn hơn 380C đối với đầu,390C đối với thân và 400 đối với tứ chi.Cần nắm được trọng lượng bệnh nhân trước khi chụp và trong quá trình chụp phải liên tục theo dõi chỉ số SAR nhờ hệ thống kiểm soát ¾ Quy tắc an toàn liên quan đến chất làm lạnh Chất làm lạnh được sử dụng để duy trì tính siêu dẫn cho nam châm ở đây là dung dịch Hêli.Đây là dung dịch không màu,không mùi,không vị khó cháy,không độc hại nhưng làm bỏng da khi tiếp xúc. LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 70 - Khi kiểm soát không đúng hay hệ thống hỏng dung dịch Hêli có thể thoát ra và hóa hơi ngay do nhiệt độ sôi của Hêli rất thấp (-2690C) .Khí Hêli lan tỏa rất nhanh trong phòng và thay thế khí ôxy trong không khí.Biểu hiện có khí Hêli là có cảm giác tê cóng hoặc nghẹt thở. Phần cơ thể tiếp xúc với không khí hoặc bị không khí thấm qua có thể bị tổn thương do khí Hêli trong không khí.Dung dịch Hêli sẽ ngưng đọng trên da và gây “cháy da”.Mắt là cơ quan sẽ bị tổn thương nặng nhất.Khi có hiện tượng này,cần cởi bỏ quần áo một cách cẩn thận,rửa nhẹ phần da bị tổn thương bằng nước,che bằng gặc tiệt trùng và nhanh chóng gọi bác sĩ,không được chà xát,xoa bóp vùng da bị tổn thương. 3.4.4 Quy tắc an toàn đối với thiết bị Các túi chất làm lạnh phải đượi bảo quản an toàn ở phía trên và có thiết bị bảo vệ chống nguy hiểm.Không được bố trí ở vị trí gây cản trở đến lối thoát khẩn cấp và hành lang.Từ trường được sử dụng đủ mạnh để có thể xóa mất thông tin trong các thiết bị lưu trữ từ như đĩa,băng,thẻ tín dụng,thẻ ngân hàng hay các thiết bị lưu trữ từ khác (từ trường 50 Gauss có thể xóa mất thông tin trong các thiết bị lưu trữ từ) cũng như phá hủy các thành phần nhạy cảm cơ khí trong đồng hồ,máy nhắn tin,máy trợ thính…Bảng sau đây chỉ ra ảnh hưởng của từ trường lên các thiết bị.Khoảng cách tính từ tâm của nam châm theo các trục x,y và z; x=y là bán kính,x là khoảng cách đối xứng theo trục nam châm Bảng 3.2 Ảnh hưởng của từ trường lên các thiết bị Từ trường Khoảng cách nhỏ nhất [m] Thiết bị chịu ảnh hưởng 3mT x = 1,80 m z = 2,90 m Động cơ nhỏ,đồng hồ,camera,thẻ tín dụng,vật lưu trữ dữ liệu từ 1mT x = 2,20 m z = 3,60 m Máy hiện sóng,bộ vi xử lý,ổ đĩa 0,5mT x = 2,40 m z = 4,30 m Màn hình đen trắng vật lưu trữ dữ liệu từ,máy điều hòa nhịp tim,bơm insulin 0,2mT x = 3,40 m z = 5,50 m Hệ thống máy chụp cắt lớp CT của Siemens sản xuất 0,1mT x = 4,50 m z = 6,70 m Màn hình màu,máy gia tốc tuyến tính của Siemens sản xuất 0,05mT x = 5,90 m z = 8,30 m Bộ khuếch đại ảnh tia X,gamma camera,máy gia tốc tuyến tính của các hãng khác LUẬN VĂN TỐT NGHIỆP TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA TP.HCM SVTH:NGÔ ĐỨC NGỌC - 71 - Do đó,không được mang các thiết bị lưu trữ từ hay các vật sắt từ vào phòng chụp 3.5. Hoạt động của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN Hệ thống máy tính, bao gồm máy chủ và khối điều khiển chính, điều khiển hoạt động của toàn bộ các thành phần khác. Hệ thống nam châm tạo ra từ trường chính B0 phục vụ thủ tục tạo ảnh. Thủ tục chụp do người điều hành quyết định dựa trên yêu cầu chẩn đoán và lựa chọn thông qua bàn điều khiển. Thủ tục chụp từ khối điều khiển chính đưa sang các hệ thống khác để điều khiển toàn bộ quá trình chụp. Bệnh nhân được đưa vào trong khoang chụp (trong vùng từ trường chính B0) nhờ thiết bị bàn bệnh nhân có điều khiển bằng máy tính; bàn này có khả năng định vị với độ chính xác rất cao.Tín hiệu điều khiển đưa sang khối phát xung gradient, được khuếch đại đến biên độ đủ lớn nhờ tầng công suất và sau đó, được đưa sang cuộn dây gradient tạo ra trường gradient Gx, Gy và Gz theo 3 trục X, Y, Z tương ứng với yêu cầu của quá trình chụp. Khối phát xung gradient phối hợp cùng khối điều khiển chính và hệ thống thu nhận dữ liệu để thu nhận và phân phối dữ liệu phát ra từ các mô trong cơ thể bệnh nhân. Tín hiệu điều khiển cũng được đưa sang khối phát và bộ tạo xung trong hệ thống RF. Khối nguồn xung vô tuyến phát tín hiệu hình sin tần số vô tuyến (trong một số thiết bị chụp cắt lớp là f = 42MHz) sau đó đưa sang bộ tạo xung. Xung vô tuyến tần số cao được khuếch