Luận văn Chụp cộng hưởng từ MRI

Luận văn Đề tài: Chụp cộng hưởng từ MRIChụp cộng hưởng từ MRI Sinh viên thực hiện: Vũ Trọng Bằng 20090211 ĐK&TĐH4. Đặng Việt Hùng 20091286 ĐK&TĐH6. Dương Văn Khoa 20091437 ĐK&TĐH2. Giáo viên hướng dẫn: TS. Nguyễn Lan Hương Phần 1. Giới thiệu Chụp cộng hưởng từ hay MRI (Magnetic Resonance Imaging) là một kỹ thuật chẩn đoán y khoa tạo ra hình ảnh giải phẫu của cơ thể nhờ sử dụng từ trường và sóng radio. Nguyên lý cộng hưởng từ hạt nhân được Felix Block và Edward Puroel phát hiện vào năm 1946, cộng hưởng từ được ứng dụng rộng rãi từ năm 1950. Năm 1952, 2 nhà vật lý Felix Block và Edward Puroell được tra giải Nobel Vật lý nhờ sự phát hiện và ứng dụng cộng hưởng từ. Năm 1980, chiếc máy cộng hưởng từ đầu tiên trên thế giới được đưa vào hoạt động để tạo ảnh cơ thể người. Năm 1987, MRI được ứng dụng trong chẩn đoán các bệnh lý tim mạch bằng kỹ thuật cardiac MRI. Năm 1993, ứng dụng MRI để chẩn đoán các bệnh lý não thần kinh. Ngày nay, kỹ thuật tạo ảnh cộng hưởng từ (MRI) đã trở thành phổ biến trong y học chẩn đoán hình ảnh trên thế giới cũng như tại các bệnh viện lớn của Việt nam. NST giới thiệu vài thông tin về Kĩ thuật MRI đã có ở nước ta để các bạn tham khảo 1/. Sự hình thành phương pháp chụp cộng hưởng từ Felix Block và Edward Purcell đã phát hiện ra hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân vào năm 1946. Cộng hưởng từ được ứng dụng và bắt đầu phát triển ở những nước tiên tiến vào những năm 1950 đến 1970 và giải Nobel vật lý năm 1952 cho 2 nhà vật lý trên đã tạo tiền đề cho việc phát triển MRI. Tiến sỹ Raymond Damidian đã công bố kết quả công trình nghiên cứu về cấu trúc cơ thể con người, theo kết quả này ông phát hiện ra rằng cơ thể con người phần lớn là nước và nước có thể phát ra một tín hiệu mà có thể dò tìm được. Đó chính là cơ sở để áp dụng cho việc tạo ảnh từ cộng hưởng từ . 7 năm sau ông cùng các cộng sự đã nghiên cứu, thiết kế và chế tạo ra một thiết bị chụp ảnh cấu trúc cơ thể con người bằng cộng hưởng từ. Năm 1980 chiếc máy cộng hưởng từ đầu tiên ra đời và sử dụng cho việc chụp hình ảnh y tế.Năm 1987 chụp cộng hưởng từ có một bước tiến mới khi đưa cộng hưởng từ vào việc chẩn đoán các bệnh lý tim mạch.Năm 1993 cộng hưởng từ được ứng dụng cho việc chẩn đoán chức năng và hoạt động của não. Đến ngày nay Cộng hưởng từ ( MRI ) đã trở thành phổ biến và được ưa chuộng trong kỹ thuật chẩn đoán hình ảnh bởi tính chính xác và độ an toàn của nó. Nó đã thay thế được một số phương pháp chẩn đoán phải dùng một số thiết bị xâm nhập cơ thể do đó nó tránh được nhiều rủi ro cũng như giảm sự đau đớn của người bệnh. Hình 1.1 Cơ chế tạo từ trường Cộng hưởng từ hay MRI (Magnetic Resonnance Imaging) ngày nay được sử dụng rộng rãi bởi sự chính xác, an toàn và không xâm nhập cơ thể, MRI đã đáp ứng và thay thế cho một số phương pháp phải sử dụng thiết bị xâm nhập cơ thể gây nguy hiểm đến tính mạng cũng như gây đau đớn cho bệnh nhân, với độ phân giải cao hình ảnh 3 chiều của MRI đem lại một hình ảnh sắc nét về một hay nhiều bộ phận của cơ thể. MRI không sử dụng tia bức xạ để tạo ảnh như X-Quang hay Cắt lớp ( CT ) do vậy người chụp không bị ảnh hưởng bởi tia X. Ngày nay với các hệ thống MRI hiện đại lồng kín sử dụng nam châm siêu dẫn (các hệ thống có từ lực từ 1 Tesla trở lên) đã có các ưu thế vượt trội về độ phân giải, tốc độ chụp, độ dày lát chụp,..... so với các hệ thống mở sử dụng nam châm cổ điển ( các hệ thống có từ lực dưới 1 Tesla) nên đã đáp ứng hầu hết các chỉ định chuyên khoa sâu như tim mạch, sọ não, thần kinh, mạch máu, .... giúp các chẩn đoán và điều trị của bác sỹ đạt độ chính xác cao. Chụp MRI là phương pháp đưa cơ thể vào vùng từ trường cực mạnh đang hoạt động theo một chiều nhất định, tất cả các nguyên tử trong phân tử nước của cơ thể đang chuyển động tự do theo nhiều chiều và dưới sự tác động của từ trường có định hướng của hệ thống MRI sẽ thay đổi chiều chuyển động theo một hướng nhất định sau đó các hệ thống thu tín hiệu sẽ bắt được chiều chuyển động của các nguyên tử này để truyền về hệ thống vi tính xử lý tín hiệu và tạo ra hình ảnh. Khi cơ thể ra khỏi vùng từ trường này thì các nguyên tử trong phân tử nước lại trở lại trạng thái bình thường. 2/ Các đặc điểm của MRI Hiện nay trong các phương pháp ứng dụng cho chẩn đoán hình ảnh thì MRI là một phương pháp tiên tiến và hiện đại nhất vì thế nên đây cũng là phương pháp đem lại giá trị chẩn đoán và điều trị cao nhất: Hình ảnh MRI cho phép tiếp cận trực quan đến nhiều cấu trúc phức tạp trong cơ thể để đánh giá các chức năng hoạt động của chúng mà không cần xâm nhập. MRI là phương pháp tốt nhất để phát hiện sớm và đánh giá tình trạng các khối u. Các mô mềm như tim, gan, thận, phổi,.. cũng được chụp và tạo ảnh 3D với khoảng cách điểm ảnh 1mm để dễ dàng phát hiện các tổn thương nhỏ nhất và rõ nhất mà các phương pháp chẩn đoán hình ảnh khác không có được. MRI là phương pháp tạo ảnh dựa trên nguyên lý cộng hưởng của từ trường mà không sử dụng tia X nên tránh cho bệnh nhân khỏi ảnh hưởng của tia X. Tuy nhiên MRI có một số yếu tố cần chú ý: MRI là vùng từ trường mạnh nên nếu bệnh nhân có các vật hoặc thiết bị hỗ trợ bằng kim loại trong cơ thể sẽ gây nhiễu hình ảnh hoặc không được chỉ định chụp. Phụ nữ có thai dưới 12 tuần tuổi nên hạn chế chụp MRI  cho dù chưa có khuyến cáo nào về tác hại đến sức khỏe của các tổ chức y tế trên thế giới. Chi phí cho ca chụp MRI thường cao hơn một số phương pháp như siêu âm, X-Quang, CT, ... Phần 2: Nguyên lý hoạt động. Nguyên lý của cộng hưởng từ hạt nhân dựa trên hiệu ứng con quay – sự quay của spin khi tần số kích thích bằng tần số tuế sai và . Các proton ngoài chuyển động quay (spin ) còn có chuyển động thứ 2 là chuyển động đảo quanh vector từ trường B. Hiệu ứng con quay: B= Trong đó : f là tần số tuế sai của spin. là hệ số hồi chuyển từ của hạt nhân sử dụng (hệ số quay tuế sai) hf= B/I h: hằng số Plangk. : momen từ hạt nhân. B: cường độ từ cảm. I: số lượng tử của spin. f: tần số kích thích Hình 2.1 : Chuyển động xung quanh từ trường của proton Nếu trong mặt phẳng vuông góc với từ trường B. Ta tạo từ trường B’ có cùng tần số quay với momen từ dipol. Khi vector B’ quay đồng bộ với momen từ dipol làm thay đổi góc , B và . Khi có sự cân bằng giữa tần số quay của vector B’ sẽ sinh ra cộng hưởng. Đó chính là hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân. Sử dụng xung kích thích thì =kT; T là thời gian kích thích của xung. Hình 2.2 Sự suy giảm của từ trường. (a)Tín hiệu suy giảm với hằng số thời gian T2 để mặt X-Y biên độ A=A0e-t/T2 (b)Sự bao trùm của từ trường với vị trí cân bằng với trục Z: A= A0e-t/T1e-t/T0  Khi đặt một vật thể vào trong một từ trường mạnh, vật thể đó có khả năng hấp thụ và bức xạ lại các xung điện từ ở một tần số cụ thể. Khi hấp thụ, trong vật thể đó diễn ra hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân (Nuclear Magnectic Resonance: NMR). Tần số cộng hưởng của các vật thể mô thông thường nằm trong dải tần của sóng vô tuyến (radiofrequency: RF). Còn khi bức xạ, vật thể đó cũng phát ra các tín hiệu vô tuyến.Cơ thể chúng ta cấu tạo chủ yếu từ nước (60-70%). Trong thành phần của phân tử nước luôn có nguyên tử hydro. Về mặt từ tính, nguyên tử hydro là một nguyên tử đặc biệt vì hạt nhân của chúng chỉ chứa 1 proton. Do đó, nó có một mômen từ lớn. Từ điều này dẫn tới một hệ quả là: nếu ta dựa vào hoạt động từ của các nguyên tử hydro để ghi nhận sự phân bố nước khác nhau của các mô trong cơ thể thì chúng ta có thể ghi hình và phân biệt được các mô đó. Mặt khác, trong cùng một cơ quan, các tổn thương bệnh lý đều dẫn đến sự thay đổi phân bố nước tại vị trí tổn thương, dẫn đến hoạt động từ tại đó sẽ thay đổi so với mô lành, nên ta cũng sẽ ghi hình được các thương tổn.Ứng dụng nguyên lý này, MRI sử dụng một từ trường mạnh và một hệ thống phát các xung có tần số vô tuyến để điều khiển hoạt động điện từ của nhân nguyên tử, mà cụ thể là nhân nguyên tử hydro có trong phân tử nước của cơ thể, nhằm bức xạ năng lượng dưới dạng các tín hiệu có tần số vô tuyến. Các tín hiệu này sẽ được một hệ thống thu nhận và xử lý điện toán để tạo ra hình ảnh của đối tượng vừa được đưa vào từ trường đó. Quá trình chụp MRI gồm có 4 giai đoạn. Nguyên lý của 4 giai đoạn như sau: Giai đoạn 1: Sắp hàng hạt nhân Mỗi proton trong môi trường vật chất đều có một mômen từ tạo ra bởi spin (xoay) nội tại của nó. Trong điều kiện bình thường, các proton sắp xếp một cách ngẫu nhiên nên mômen từ của chúng triệt tiêu lẫn nhau do đó không có từ trường dư ra để ghi nhận được. Khi đặt cơ thể vào máy chụp MRI, dưới tác động từ trường mạnh của máy, các mômen từ của proton sẽ sắp hàng song song cùng hướng hoặc ngược hướng của từ trường. Tổng tất cả mômen từ của proton lúc này được gọi là vectơ từ hóa thực (net magnetization vector). Các vectơ từ sắp hàng song song cùng chiều với hướng từ trường máy có số lượng lớn hơn các vectơ từ sắp hàng ngược chiều và chúng không thể triệt tiêu cho nhau hết. Do đó vectơ từ hoá thực có hướng của vectơ từ trường máy. Đó là trạng thái cân bằng. Trong trạng thái cân bằng không có một tín hiệu nào có thể được ghi nhận. Khi trạng thái cân bằng bị xáo trộn sẽ có tín hiệu được hình thành.Ngoài sự sắp hàng theo hướng của từ trường máy, các proton còn có chuyển động đảo (Precession), tức quay quanh trục của từ trường máy. Chuyển động đảo là một hiện tượng vật lý sinh ra do sự tương tác giữa từ trường và động lượng quay của proton. Chuyển động đảo giống như hiện tượng con quay, nó làm cho proton không đứng yên mà đảo quanh trục của từ trường bên ngoài (Hình 1). Tần số của chuyển động đảo nằm trong dải tần số của tín hiệu RF và được xác định bằng phương trình Lamor. Khi phát xung RF cùng tần số với proton đang chuyển động đảo thì proton hấp thụ năng lượng xung tạo nên hiện tượng cộng hưởng từ hạt nhân. Hình 2.3: Mô tả một proton có mômen từ µ được đặt trong từ trường ngoài B0 và có chuyển động đảo ρ Giai đoạn 2: Kích thích hạt nhân Sau giai đoạn sắp hàng hạt nhân, cuộn phát tín hiệu (transmitter coil) của máy phát ra các xung điện từ ngắn (đo bằng mili giây) gọi là xung tần số vô tuyến (radiofrequency pulse: xung RF). Vì các xung phát ra có tần số RF tương ứng với tần số cộng hưởng của  proton nên một số năng lượng sẽ được proton hấp thụ. Sự hấp thụ năng lượng này sẽ đẩy vectơ từ hoá làm chúng lệch khỏi hướng của vectơ từ trường máy. Hiện tượng này gọi là kích thích hạt nhân (Hình 2.4). Hình 2.4: Mô tả quá trình kích thích hạt nhân (cộng hưởng) và quá trình dãn (bức xạ năng lượng dưới dạng tính hiệu RF) Có hai khái niệm quan trọng trong xử lý tín hiệu đó là từ hóa dọc (longitudinal magnetization), song song với từ trường của máy và từ hóa ngang (transverse magnetization), vuông góc với từ trường máy.Từ hóa dọc là hiện tượng từ hóa do ảnh hưởng của từ trường máy. Đó chính là trạng thái cân bằng như đã trình bày ở trên. Trạng thái này được duy trì cho đến khi có một xung RF tác động làm vectơ từ hoá lệch khỏi hướng của vectơ từ trường máy. Khi phát xung RF, sau một thời gian nào đó, vectơ từ hoá lại khôi phục trở về vị trí dọc ban đầu. Quá trình khôi phục (recovery) theo hướng dọc của từ trường máy gọi là quá trình dãn theo trục dọc (longitudinal relaxation) (Hình 2.5). Thời gian dãn theo trục dọc(longitudinal relaxation time) là thời gian cần thiết để hiện tượng từ hóa dọc đạt 63% giá trị ban đầu của nó. Thời gian này còn gọi là thời gian T1.Từ hóa ngang xảy ra khi phát xung RF lên mô. Xung này thường là xung 900. Do hiện tượng cộng hưởng nên vectơ từ hoá lệch khỏi hướng của vectơ từ trường máy và bị đẩy theo hướng ngang tạo nên vectơ từ hóa ngang (transverse magnetization vector). Từ hóa ngang là trạng thái không ổn định, kích thích và nhanh chóng phân rã khi kết thúc xung RF. Từ hoá ngang cũng là một quá trình dãn gọi là dãn theo trục ngang (transverse relaxation). Khi ngắt xung RF, vectơ từ hóa ngang mất pha, suy giảm nhanh chóng và dần dần trở về 0. Thời gian cần thiết để 63% giá trị từ hoá ban đầu bị phân rã gọi là thời gian dãn theo trục ngang (transverse relaxation time) (Hình 2.5). Thời gian này còn gọi là thời gian T2. Thời gian T2 ngắn hơn nhiều so với thời gian T1. Hình 3: Mô tả quá trình từ hoá dọc và từ hoá ngang. M0 là vectơ từ hoá thực ở trạng thái cân bằng. Y là hướng của vectơ từ hoá ngang. MZ là vectơ từ hoá khi dãn theo trục dọc. Giai đoạn 3: Ghi nhận tín hiệu Khi ngắt xung RF, các proton hết bị kích thích, trở lại sắp hàng như cũ dưới ảnh hưởng của từ trường máy (gọi là quá trình dãn theo trục dọc như đã trình bày ở trên). Trong quá trình này, khi mômen từ của các proton khôi phục trở lại vị trí dọc ban đầu, chúng sẽ bức xạ năng lượng dưới dạng các tín hiệu tần số vô tuyến. Các tín hiệu này sẽ được cuộn thu nhận tín hiệu (receiver coil) của máy ghi lại. Giai đoạn 4: Tạo hình ảnhCác tín hiệu vô tuyến bức xạ từ vật thể mô sau khi được cuộn thu nhận tín hiệu của máy ghi lại sẽ được xử lý điện toán để tạo ra hình ảnh. Cường độ bức xạ từ một đơn vị khối lượng mô được thể hiện trên phim chụp theo một thang màu từ trắng đến đen. Trong đó màu trắng là cường độ tín hiệu cao, màu đen là không có tín hiệu (Hình 2.6). Hình 2.5: Mô tả mối liên hệ giữa thời gian T1, T2 với mức độ từ hoá và cường độ tín hiệu trên phim chụp. Trong quá trình dãn (tăng lại) của từ hoá dọc, các mô khác nhau sẽ có mức từ hoá khác nhau. Vì thế tốc độ tăng sẽ khác nhau, hay nói cách khác giá trị T1 khác nhau. Mô với giá trị T1 ngắn hơn có tốc độ tăng lại sự từ hoá dọc nhanh hơn. Do vậy, trong suốt thời gian này nó có mức từ hoá cao hơn, tạo tín hiệu mạnh hơn và xuất hiện trên ảnh sáng hơn.Trong quá trình phân rã sự từ hoá ngang, các mô khác nhau có mức từ hoá khác nhau do đó tốc độ phân rã khác nhau, hay T2 khác nhau. Giá trị T2 dài tức mô có mức nhiễm từ cao, tạo ra tín hiệu mạnh hơn và sáng hơn trong ảnh so với mô có giá trị T2 ngắn. Tại thời điểm bắt đầu chu kỳ, không có tương phản T2, nhưng tương phản T2 tăng dần trong quá trình dãn.Có thể thấy rằng, phương thức tạo ảnh MRI có hai pha khác nhau. Một pha đi cùng với sự từ hoá dọc và pha kia đi cùng với sự từ hoá ngang. Mặt khác, như trên đã trình bày, trong thời gian T1 khi mômen từ của các proton khôi phục theo chiều dọc dưới ảnh hưởng của từ trường máy thì tổng tất cả mômen từ của proton lúc này được gọi là vectơ từ hóa thực. Độ lớn của vectơ từ hoá thực phụ thuộc vào mật độ proton của mô đó. Giữa hai mô lân cận, dù thời gian T1 có thể bằng nhau nhưng nếu mật độ proton khác nhau thì mức độ từ hoá sẽ khác nhau. Vì thế cường độ tín hiệu bức xạ ra cũng khác nhau nên sẽ tạo ra tương phản ảnh khác nhau. Nhờ đó ta có thể nhận biết riêng biệt được chúng qua sự tương phản trên ảnh. Nếu hai mô có giá trị T1 khác nhau, thì sự tương phản sẽ càng tăng lên. Nhưng khi các mô tiến dần đến trạng thái cân bằng thì mật độ proton lại trở thành một yếu tố chính ảnh hưởng đến tương phản giữa hai mô.Như vậy, ưu điểm vượt trội của phương pháp tạo ảnh MRI so với các phương pháp khác là ở chỗ ta có thể chọn các đặc tính khác nhau của mô để tạo ra tương phản hiển thị trên phim chụp. Có 3 đặc tính cơ bản của mô là nguồn tương phản ảnh : (1) mật độ proton kết hợp với thời gian dãn dọc T1, (2) thời gian dãn dọc T1, (3) thời gian dãn ngang T2.Khái niệm TR, TE, T1W, T2W, PD và PDWNhư đã biết ở trên, cường độ tín hiệu tăng dần từ 0 đến cực đại trong thời gian T1 và giảm dần từ cực đại trở về 0 trong thời gian T2. Nhằm tạo ra sự tương phản tốt nhất về hình ảnh của các mô, người ta phải chọn thời điểm T1 và T2 thích hợp để thu nhận các tín hiệu bức xạ cung cấp cho quá trình tạo ảnh. TR và TE chính là các thông số về thời gian đo tín hiệu được người vận hành máy thiết lập trước khi chụp MRI.TR (Time of Repetition) là khoảng thời gian từ khi bắt đầu dãn dọc đến khi mức độ từ hoá của mô được đo để tạo ra tương phản ảnh. Xác định giá trị TR là xác định thời điểm chụp ảnh.TE (Time of Echo event) là khoảng thời gian từ khi bắt đầu dãn ngang đến khi mức độ từ hoá của mô được đo để tạo ra tương phản ảnh. Các giá trị kết hợp giữa TE và TR được chọn qua các bảng tuỳ thuộc vào từng loại mô.Bằng cách điều chỉnh các giá trị TR và TE của T1 và T2, ta thu được các tương phản ảnh tương ứng với một đặc tính mô riêng biệt. Ảnh của T1 và T2 trong trường hợp này gọi là T1 điều chỉnh (T1-weighted: T1W) và T2 điều chỉnh (T2-weighted: T2W).Nhằm tạo ảnh T1 điều chỉnh, người ta cần chọn một giá trị TR tương ứng với thời gian mà tại đó tương phản T1 lớn nhất giữa hai loại mô. Nếu lựa chọn TR dài hơn sẽ tạo ra cường độ tín hiệu lớn hơn nhưng tương phản T1 ít hơn. Việc lựa chọn TR thích hợp với các giá trị T1 của mô rất có ý nghĩa trong chẩn đoán lâm sàng, đặc biệt khi phân biệt giữa mô lành và mô bệnh lý. Nếu giá trị TR được chọn bằng giá trị T1 của mô, đó là ảnh được chụp khi mô trở lại 63% sự nhiễm từ mô của nó.Nhằm tạo ảnh T2 điều chỉnh, người ta cần chọn một giá trị TE tương ứng với thời gian mà tại đó tương phản T2 lớn nhất giữa hai loại mô. Tương phản T2 cực đại thu được bằng cách dùng TE tương đối dài. Tuy nhiên, nếu dùng TE quá dài thì sự nhiễm từ và tín hiệu RF lại quá thấp để hình thành một ảnh. Một kỹ thuật tạo ảnh hay gặp nữa là PD. PD (Proton Density) là ảnh khảo sát mật độ proton. Như đã nói trên, khi sự nhiễm từ dọc đạt giá trị cực đại thì tương phản theo thời gian T1 sẽ kém đi. Lúc này tương phản ảnh do mật độ proton của mô quyết định. Do vậy, nếu ta chọn giá trị TR tương đối dài để tạo ảnh tương phản mật độ proton thì gọi là ảnh mật độ proton điều chỉnh (Proton Density-weighted: PDW). Phần 3: Cấu tạo Về mặt phần cứng, thiết bị MRI thường gồm các bộ phận chủ yếu như sau : Hình 3.0. Cấu tạo của máy chụp cộng hưởng từ MRI  Hình 3.1: Sơ đồ khối của thiết bị chụp cắt lớp CHTHN 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). • 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 Một nam châm (magnet) lớn dạng hình trụ, rỗng bên trong, đủ lớn để bệnh nhân có thể nằm lọt bên trong. Nam châm này sẽ tạo ra từ trường B0 đồng nhất (cố định) ở không gian bên trong ống trụ này (Hình 3.2). Chúng ta thường nghe nói MRI 1.5T, thì 1.5T (Tesla, đơn vị đo từ thông) chính là giá trị B0. Hiện nay, thiết bị MRI dùng trong nghiên cứu có thể đạt tới 7T. Từ trường B0 làm cho các mômen từ trong mô (kí hiệu M, magnetization) sắp xếp theo chiều của B0. Đối với các hệ thống MRI kín, cường độ từ trường cao, phải dùng nam châm siêu dẫn (superconducting magnet) có cấu tạo bên trong như Hình 3.3. Hình 3.2. Hình dạng ngoài của cuộn nam châm siêu dẫn  Hình 3.3. Cấu tạo của nam châm siêu dẫn  Chức năng Hệ thống nam châm có chức năng tạo ra từ trường chính B0. 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 00K nhờ các hỗn hợp dung dịch làm lạnh như: Hêli, Nitơ… 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 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. 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. Hình 3.4: Hệ thống nam châm 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. Hình 3.5: Cấu tạo của một nam châm siêu dẫn 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 B0 để tham gia vào quá trình mã hoá và giải mã về không gian cho tín hiệu CHTHN phát ra từ đối tượng. 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. Các từ trường biến thiên theo không gian này cần để chọn lớp cắt. Ngoài ra, nó còn để xác định vị trí (thông qua việc mã hoá pha và mã hoá tần số từ trường M) trong lớp cắt được chọn. Hình 3.6. Cuộn dây tạo từ trường biến thiên theo ba trục không gian  Hình 3.7: Cuộn dây tạo trường gradient theo trục Y Hình 3.8: Cuộn dây tạo trường gradient theo trục Z Hình 3.8: Cuộn dây tạo trường gradient theo trục X 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 phát thu sóng điện từ RF (radiofrequency coil), 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. Hình 3.9. Cấu tạo của cuộn phát thu sóng điện từ 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. 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. Hình 3.10: Cấu tạo bên trong của cuộn dây bề mặt (A) và cuộn dây khối thể tích (B) 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: 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. • Cuộn từ tính nhiều vòng tròn ( Multi Turn Solenoid ). Hình 3.11: Cuộn từ tính nhiều vòng • Cuộn bề mặt (Surface Coil). Cuộn bề mặt rất thông dụng vì chúng là cuộn thu và có tỉ số SNR cao Hình 3.12: Cuộn bề mặt • Cuộn lồng chim (Bird Cage Coil). Cuộn lồng chim được sử dụng khi tạo ảnh đầu và sọ não Hình 3.13: Cuộn lồng chim • 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 3.14: Cuộn từ tính một vòng tròn • Cuộn yên ngựa (Saddle Coil). Hình 3.15: Cuộn yên ngựa • 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. 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). Hình 3.16: Sơ đồ bộ trộn cân bằng kép 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 3.17: Sơ đồ bộ tách sóng pha cầu phương 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. Tài liệu tham khảo Bài giảng Thiết bị đo và y sinh, chương IV, trang 69. TS. Nguyễn Lan Hương, ĐHBKHN. Nguyên lý chụp công hưởng từ. Ths-Bs. Võ Minh Thành , Bệnh viện đa khoa Đac Lak Và một số hình ảnh nguồn Internet khác.