CÁC KÝ HIỆU VIẾT TẮT
MRI

: Magenetic Resonance Imaging - Chụp cắt lớp cộng
hƣởng từ hạt nhân

CHTHN

: Cộng hƣởng từ hạt nhân

Chụp cắt lớp

: Chụp cắt lớp cộng hƣởng từ hạt nhân

Cộng hƣởng
từ hạt nhân
FID

: Free Induction Decay - Tín hiệu suy giảm cảm ứng tự
do

NMR

: Nuclear Magnetic Resonance - Cộng hƣởng từ hạt nhân

Voxel

: Phần tử thể tích


MỤC LỤC

2.2.6. Hệ thống máy tính chuyên dụng, bàn điều khiển và hiển thị ................. 49
2.3. Hoạt động của thiết bị Chụp cắt lớp Cộng hƣởng từ hạt
nhân………..49
2.4. Ứng dụng trong chẩn đoán và điều trị……………………….………..49

CHƢƠNG 3
MÔ HÌNH TOÁN HỌC VÀ SƠ ĐỒ THUẬT TOÁN MÔ PHỎNG NGUYÊN
LÝ HOẠT ĐỘNG CỦA THIẾT BỊ CHỤP CẮT LỚP CỘNG HƢỞNG TỪ
HẠT NHÂN
3.1. Tổng quan về một số phần mềm mô phỏng về MRI hiện có……….....55
3.1.1. Khảo sát một số phần mềm mô phỏng về MRI hiện có .......................... 560
3.1.2. Giới thiệu về ngôn ngữ lập trình Matlab……………………………57
3.1.2.1. Khái niệm về Matlab ........................................................................................... 57
3.1.1. Tổng quan về cấu trúc dữ liệu của Matlab và ứng dụng .......................... 57
3.3. Mô phỏng từng công đoạn xử lý của thiết bị .................................................... 63
3.3.1. Mô phỏng quá trình kích thích và tạo giả tín hiệu Cộng hƣởng từ hạt
nhân ............................................................................................................................................ 64
3.3.2. Mô phỏng quá trình xử lý tín hiệu bằng bộ tách sóng pha cầu phƣơng
...................................................................................................................................................... 69


3.3.3. Mô phỏng quá trình xử lý và hiển thị ảnh ...................................................... 73
3.4. Mô phỏng toàn bộ quy trình xử lý của thiết bị ................................................. 74
3.5. Chƣơng trình mô phỏng ............................................................................................ 78

CHƢƠNG 4
KẾT QUẢ MÔ PHỎNG
4.1. Mô phỏng công đoạn kích thích và tạo giả tín hiệu Cộng hƣởng từ hạt
nhân ............................................................................................................................................ 82
4.2. Mô phỏng công đoạn thu nhận và xử lý tín hiệu bằng bộ tách sóng pha

thiết bị chẩn đoán hình ảnh chiếm số lƣợng tƣơng đối lớn và đóng vai trò
quan trọng không thể thiếu trong y tế hiện nay.
Thiết bị chụp cắt lớp cộng hƣởng từ hạt nhân (Chụp cắt lớp Cộng
hƣởng từ hạt nhân) là một trong những thiết bị chẩn đoán hình ảnh rất phức
tạp và đắt tiền. Với điều kiện nƣớc ta hiện nay, thiết bị này mới chỉ đƣợc trang
bị ở các bệnh viện tuyến trên. Do đó, việc đƣợc tiếp cận thực tế với thiết bị để
có thể tiến hành nghiên cứu, khai thác sử dụng một cách hiệu quả là rất hạn
chế và khó khăn.
Mặt khác, xuất phát từ thực tế học tập, nghiên cứu và giảng dạy trong
chuyên ngành Kỹ thuật y sinh, một chuyên ngành vẫn còn mới mẻ ở nƣớc ta
nên chƣa có nhiều các công cụ và mô hình thí nghiệm phục vụ cho quá trình
học tập và nghiên cứu.
Đƣợc sự hƣớng dẫn của thầy giáo Nguyễn Đức Thuận, tôi đã thực hiện
luận văn tốt nghiệp về thiết bị chụp cắt lớp cộng hƣởng từ hạt nhân này. Đề
tài luận văn là: “ Nghiên cứu thiết bị chụp cắt lớp cộng hưởng từ hạt nhân


2
ứng dụng trong chẩn đoán và điều trị ”. Đây là một luận văn mô tả cấu tạo
chức năng của máy chụp cắt lớp cộng hƣởng từ hạt nhân ứng dụng trong y tế
và mô phỏng hoạt động của máy chụp cắt lớp cộng hƣởng từ hạt nhân bằng
phần mềm với mục đích xây dựng một công cụ thí nghiệm ảo mô phỏng
nguyên lý hoạt động của thiết bị chụp cắt lớp cộng hƣởng từ hạt nhân phục vụ
cho việc học tập, nghiên cứu chuyên ngành Kỹ thuật Y sinh và các chuyên
ngành kỹ thuật có liên quan khác. Trên thực tế đã có một số thiết bị mô phỏng
về thiết bị này nhƣng mới chỉ tập trung vào việc xử lý và hiển thị ảnh với các
dữ liệu có sẵn chủ yếu phục vụ cho việc huấn luyện của các y bác sỹ.
Nội dung luận văn gồm 4 chƣơng :
Chương 1: Tổng quan về thiết bị chụp cắt lớp cộng hƣởng từ hạt nhân.
Chương 2: Cấu tạo, hoạt động của thiết bị Chụp cắt lớp Cộng hƣởng từ

4
Chụp MRI là phƣơng pháp đƣa cơ thể vào vùng từ trƣờng cực mạnh
đang hoạt động theo một chiều nhất định, tất cả các nguyên tử của các mô
trong cơ thể đang chuyển động tự do theo nhiều chiều và dƣới sự tác động của
từ trƣờng có định hƣớng của hệ thống MRI sẽ thay đổi chiều chuyển động
theo một hƣớng nhất định sau đó các hệ thống thu tín hiệu sẽ bắt đƣợc 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 trƣờng này thì các nguyên
tử trong các mô lại trở lại trạng thái bình thƣờng.
1.1.2. Quá trình phát triển kỹ thuật chụp cắt lớp Cộng hưởng từ hạt
nhân
Năm 1946, Felix Bloch và Edward Purcell đã phát hiện ra hiện tƣợng
cộng hƣởng từ độc lập với nhau, giải Nobel vật lý năm 1952 cho hai nhà vật
lý này đã tạo tiền đề cho việc phát triển MRI. Từ năm 1950 đến năm 1970,
cộng hƣởng từ đã đƣợc phát triển và sử dụng cho phân tích phân tử về vật lý
và hoá học.
Năm 1971, Raymond Damadian chỉ ra rằng thời gian dãn hồi (hồi
phục) từ nguyên tử của các mô và khối u khác nhau, từ đó thúc đẩy các nhà
khoa học nghiên cứu việc ứng dụng cộng hƣởng từ trong chẩn đoán bệnh.
Năm 1973, Hounsfield giới thiệu máy chụp cắt lớp vi tính (Computer
Tomography - CT) trên cơ sở tia X quang. Đây là thời điểm quan trọng đối
với MRI bởi vì các bệnh viện đã sẵn sàng bỏ ra những khoản tiền lớn đầu tƣ
cho thiết bị chụp ảnh y học. MRI lần đầu tiên đƣợc chứng minh trong một
mẫu ống thử nghiệm nhỏ bởi Paul Lauterbur trong cùng năm này. Ông sử
dụng kỹ thuật chiếu ngƣợc tƣơng tự nhƣ trong CT.
Năm 1975, Richard Ernst đề xuất MRI sử dụng việc mã hoá pha và tần
số và biến đổi Fourier. Kỹ thuật này là nền tảng của kỹ thuật MRI hiện nay.
Năm 1977, Raymond Damadian trình bày phƣơng pháp MRI toàn bộ cơ thể.
Cũng trong năm đó, Peter Mansfield phát triển kỹ thuật chụp ảnh hai chiều




6
hầu hết các chỉ định chuyên khoa sâu nhƣ tim mạch, sọ não, thần kinh, mạch
máu, ... giúp các chẩn đoán và điều trị của bác sỹ đạt độ chính xác cao.
1.1.3. Các đặc điểm của MRI
Hiện nay trong các phƣơng pháp ứng dụng cho chẩn đoán hình ảnh thì
chụp cắt lớp Cộng hƣởng từ hạt nhân là một phƣơng pháp tiên tiến và hiện đại
vì thế nên đây cũng là phƣơng pháp đem lại giá trị chẩn đoán và điều trị cao:
 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 phƣơng pháp tốt để phát hiện sớm và đánh giá tình trạng các
khối u.
 Các mô mềm nhƣ tim, gan, thận, phổi, ... cũng đƣợc chụp và tạo ảnh
3D với khoảng cách điểm ảnh 1mm để dễ dàng phát hiện các tổn
thƣơng nhỏ nhất và rõ nhất mà các phƣơng pháp chẩn đoán hình ảnh
khác không có đƣợc.
 MRI là phƣơng pháp tạo ảnh dựa trên nguyên lý cộng hƣởng từ trƣờng
mà không sử dụng tia X nên tránh cho bệnh nhân khỏi ảnh hƣởng của
tia X.
Tuy nhiên MRI có một số yếu tố cần chú ý:
 MRI là vùng từ trƣờng 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
đƣợc chỉ định chụp.
 Phụ nữ có thai dƣới 12 tuần tuổi nên hạn chế chụp MRI cho dù chƣa 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 thƣờng cao hơn một số phƣơng pháp nhƣ siêu
âm, X-Quang, CT, ...


Trong một thành phần thể tích (voxel) hình thành vector từ hóa M xác


M

định theo:





d mp 

ΔV

 m dV


p

(1.2)

ΔV

Thuật ngữ voxel đƣợc dùng ở đây là muốn nói đến một thành phần thể
tích vô cùng nhỏ của mô ∆V, nhƣng chứa đủ số lƣợng 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
cƣờng độ điểm ảnh trong ảnh cộng hƣởng từ sau này. Khi không có từ trƣờng


(1.4)

Phƣơng trình này hoàn toàn tƣơng đƣơng với phƣơng trình tiến động
của vật rắn quanh một trục cố định khi có ngoại lực tác dụng. Tần số tiến
động sẽ là:

ωο   γH 0



, Hο  Hο

(1.5)

Tần số ω ο đƣợc gọi là tần số Larmor.


Chuyển từ mômen từ của từng hạt nhân sang véctơ từ hoá M tại điểm
xác định trong không gian, ta có:




dM
 γ M H ο
dt

(1.6)



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 trƣờng bên ngoài






H ο , véctơ M sẽ quay dần về hƣớng véctơ H ο , sự quay về này còn đƣợc gọi

là sự dãn hồi hay sự tiến động (chƣơng động) và đƣợc đặc trƣng bởi hai hằng
số thời gian dãn hồi T1 và T2.


9

Hình 1.2: Quá trình dãn hồi của vectơ từ hóa
Hằng số thời gian T1 đặc trƣng cho quá trình giảm về giá trị ở trạng thái
cân bằng của thành phần Mz. Thời gian này đƣợc gọi là thời gian dãn hồi spin
- mạng. Hằng số thời gian T2 đặc trƣng cho quá trình dãn hồi về vị trí cân
bằng của véctơ từ hoá ngang Mxy đƣợc gọi là thời gian dãn hồi spin - spin.
Nhìn chung T2 ≤ T1. Véctơ từ hoá trong mặt phẳng XY trở về 0 trƣớc 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 thƣờng T1, T2 đƣợc lấy tại thời điểm khi thành phần từ
trƣờng dọc Mz tăng đến giá trị khoảng 63% giá trị ban đầu của nó, và thành

70 – 90

Chất xám

1.09 – 2.15

61 – 109

85 – 125

Màng não

0.5 – 2.2

50 – 165

5 – 44

Cơ

0.95 – 1.82

20 – 67

45 – 90

Mô mỡ

0.2 – 0.75


Giả sử hiệu ứng Cộng hƣởng từ hạt nhân đƣợc xác định bởi thành phần
đầu tiên trong biểu thức (1.8), lúc này biểu thức:



H b (t )  H 1 (t ) (cos t ) i  (sin t ) j 



đƣợc gọi là trƣờng hiệu quả.
Khi đó phƣơng trình biểu diễn vector từ hóa M của các spin từ là:

(1.9)


11


 
dM
  M H
dt

(1.10)

Ở đây H là từ trƣờng bên ngoài,  là hệ số từ quay.
Khi tác động lên hạt nhân đặt trong từ trƣờng tĩnh ban đầu H0 một trƣờng
cao tần phƣơng trình (1.9) sẽ có dạng sau:










M x i  M y j (Mz  M o ) k
dM
 γd M H ο 

dt
T2
T1




(1.13)

Phƣơng trình (1.13) mô tả vĩ mô hiện tƣợng tiến động của véctơ từ hoá
có tính đến các quá trình giãn hồi và đƣợc gọi là phƣơng trình Bloch.
Chúng ta sử dụng phƣơng trình Bloch để xác định trƣờng (1.9) tác động


nhƣ thế nào đến véctơ từ hoá M (t) .
Đối với dạng quan hệ H 1 (t) bất kỳ không thể xác định đƣợc lời giải
chính xác cho hệ phƣơng trình (1.12), tuy nhiên trong trƣờng hợp khi:
H1 (t)  H  const
1



( k  k ).
Thế biểu thức (1.15) vào phƣơng trình (1.13) sẽ cho ta hệ phƣơng trình
đơn giản sau:
du  0
 dt
dv
 dt  γH1M z

dM z   γH1 v
dt


(1.16)

Theo các giả thiết đã nêu ở trên, có các điều kiện ban đầu sau:
u
0
 t0
v
 t00

M z
 M oz
t0


(1.17)


α  ω1 τ

(1.19)

Góc này thƣờng đƣợc chọn bằng /2 hoặc π bằng cách tạo độ rộng
tƣơng ứng cho xung kích động cao tần. Khi H1  H1 (t) là xung với độ rộng
hữu hạn , có thể xác định góc α theo công thức sau:
τ

α   γ  H1 (t)dt

(1.20)

o

Kết quả này đƣợc thiết lập dựa trên phƣơng pháp của lý thuyết các kích
động.
1.2.3. Phương pháp mã hóa không gian tín hiệu Cộng hưởng từ hạt
nhân


Nếu trƣờng tĩnh H dùng để định hƣớng 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 cƣờng độ từ trƣờng H vào toạ độ là tƣơng ứng đơn trị.
Quá trình làm cho tần số chƣơng động của các spin phụ thuộc vào vị trí
không gian đƣợc gọi là quá trình mã hoá. Quá trình này đƣợc thực hiện nhờ
các trƣờng gradient (hay còn đƣợc gọi là các gradient từ trƣờng) đƣợc tạo ra
nhờ các cuộn dây dẫn điện (hay các cuộn gradient). Các gradient từ trƣờng
này đƣợc dùng để thu nhận các thông tin về tần số và pha của các tín hiệu




  

H ( r )  H (x,y,z)  (H 0  G x x  G y y  G z z) k  (H 0  G. r ) k

(1.22)

Lúc này tại điểm (x,y,z) tần số Larmor sẽ bằng:
 

ω   γH   γ(H 0  G. r )

(1.23)

Khi này ứng với mỗi một phần tử thể tích trong không gian đối tƣợng
sẽ có một giá trị tần số Lamour khác nhau, và đây chính là quá trình mã hoá


15
thông tin về vị trí các điểm ảnh trong chụp cắt lớp cộng hƣởng từ hạt nhân.
Quá trình mã hóa không gian đƣợc thực hiện theo các bƣớc sau:
 Bước 1. Quá trình chọn lớp cắt
Chọn lớp trong chụp cắt lớp Cộng hƣởng từ hạt nhân thực chất là chọn
các spin trong một mặt phẳng cắt qua đối tƣợng. Nguyên lý chọn lớp đƣợc
biểu diễn thông qua phƣơng trình cộng hƣởng. Việc chọn lớp đƣợc thực hiện
bằng cách áp dụng một trƣờng gradient tuyến tính một chiều trong quá trình
đƣa vào xung kích thích vô tuyến. Một xung kích thích vô tuyến đƣợc đƣa
vào đồng thời với trƣờng gradient sẽ quay các spin nằm trong một lớp cắt hay

Bƣớc 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 hƣởng 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 đƣợc thực hiện nhờ một trƣờng gradient,
giả sử là theo hƣớng trục X.

Hình 1.7: Dạng gradient mã háo tần số
Tƣơng tự nhƣ trƣờng gradient theo phƣơng Z ở trên, gradient từ trƣờng
Gx này cũng tăng tuyến tính theo chiều dƣơng của trục X và ngƣợc lại sẽ
giảm một cách tuyến tính theo chiều âm của trục X. Khi đó tần số Lamour của
các proton sẽ thay đổi theo hƣớng X và tần số của các vector từ trƣờng ngang
của mỗi thành phần thể tích (voxel) xác định theo:


17

Fx 


( B0  Gx. X )
2

(1.25)

Các tần số khác nhau của tín hiệu cộng hƣởng từ xác định vị trí của các
voxel trên trục X. Ta nói rằng chúng đƣợc 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 tƣơng ứng với cột đó.
 Bước 3: Quá trình mã hoá pha

với nhau nhƣ một tín hiệu phức hợp. Các tín hiệu này sẽ đƣợc tách ra thành
các thành phần tín hiệu riêng trong quá trình tái tạo ảnh sau này. Trong mỗi
một chu kỳ tạo ảnh, gradient mã hoá pha đƣợc thay đổi từng khoảng giá trị
nhỏ một, gọi là các bƣớc mã hoá pha. Mỗi một bƣớc 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 bƣớc là các tín hiệu từ các voxel riêng rẽ có mối quan hệ về pha bên
trong tín hiệu phức hợp đó.
Để tạo đƣợc một ảnh bằng phƣơng pháp biến đổi Fourier hai chiều (2DFFT), một tín hiệu phức hợp hay một bƣớc mã hoá pha phải đƣợc thu nhận
cho mỗi một voxel để tạo ra một chiều mang thông tin về pha (chiều mã hoá
pha). Do đó, số các bƣớc mã hoá pha cần để tạo ra một ảnh xác định kích
thƣớc của ma trận ảnh. Ví dụ, một ma trận ảnh 128x128 thì phải cần 128 bƣớc
mã hoá pha.
1.2.4. Quá trình thu nhận tín hiệu và vai trò của bộ tách sóng pha cầu
phương trong việc xử lý tín hiệu.
Sau khi đƣợc kích thích bởi các xung vô tuyến, tín hiệu Cộng hƣởng từ
hạt nhân tổng hợp phát ra từ các mô đã đƣợc mã hoá các thông tin về vị trí sẽ
đƣợc thu nhận và đƣa đến xử lý bằng bộ tách sóng pha cầu phƣơng. Tín hiệu


19
Cộng hƣởng từ hạt nhân cảm ứng trong cuộn thu trƣớc khi đƣợc đƣa đến bộ
tách sóng cầu phƣơng có dạng:










(1.29)

Hai tín hiệu này thƣờng đƣợc tổng hợp lại dƣới dạng phức:

S (t )  S R (t )  i.S I (t )



S (t )    ( r ) exp   t ( r )  exp  i. (Gx .x(t   )  G y . y  Gz .z )  d r
T
2




(1.30)

Tín hiệu này đƣợc gọi là tín hiệu suy giảm cảm ứng tự do (hay còn
đƣợc gọi là tín hiệu FID). Nó chính là biến đổi Fourier của mật độ phân bố
các

proton


 (r )

với

hàm

quan trọng trong việc tách riêng từng tín hiệu có các thành phần tần số và pha
khác nhau. Nhờ đó cho phép có thể tái tạo lại đƣợc ảnh mật độ proton trong
một lát cắt đối tƣợng bằng thuật toán biến đổi Fourier.
1.2.5. Lấy mẫu và chuyển đổi tín hiệu FID tương tự sang dạng số
Tín hiệu Cộng hƣởng từ hạt nhân sau khi đƣợc xử lý bởi bộ tách sóng
pha cầu phƣơng đƣợc lƣu trữ lại trong bộ nhớ để xử lý và tái tạo ảnh sau này.
Quá trình xử lý và tái tạo ảnh này dƣợc thực hiện nhờ các máy tính chuyên
dụng có tốc độ xử lý rất cao. Do tín hiệu FID sau bộ tách sóng cầu phƣơng là
tín hiệu tƣơng tự nên để có thể lƣu trữ đƣợc vào bộ nhớ máy tính cần phải lấy
mẫu và chuyển đổi chúng sang dạng số.

Hình 1.9: Quá trình lấy mẫy phần thực và ảo
Quá trình chuyển đổi này đƣợc thực hiện nhờ các bộ chuyển đổi tƣơng
tự số (ADC hay các bộ số hoá), tín hiệu điện áp FID tƣơng tự đƣợc lấy mẫu
tại các khoảng thời gian bằng nhau và tại mỗi điểm lấy mẫu đƣợc gán với một
giá trị nguyên (có thể dƣơng hoặc âm) tƣơng ứng với cƣờng độ điện áp. Các
số này tạo ra một chuỗi liên tục các giá trị biểu diễn cho tín hiệu FID.


21

Hình 1.10: Quá trình số hóa tín hiệu FID
Do có hai kênh thực và ảo đều đƣợc chuyển đổi tƣơng tự - số nên dãy
các giá trị này đƣợc lƣu dƣới 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 đƣợc lấy mẫu liên tiếp. Chu kì lấy mẫu còn đƣợc gọi là khoảng thời gian
dừng và đƣợc kí hiệu là DW. Khoảng thời gian này cho phép ta có thể xác