基于ARM的一體化核磁共振譜儀

1、Integrated Nuclear Magnetic ResonanceSpectrometer base on ARMPART 1原子核的磁性 原子核具有質量并帶正電荷，大多數(shù)核有自旋現(xiàn)象，在自旋時產生磁矩，磁矩的方向可用右手定則確定，核磁矩和核自旋角動量P都是矢量，方向相互平行，且磁矩隨角動量的增加成正比地增加 = Pn磁旋比，不同的核具有不同的磁旋比，對某元素是定值。是磁性核的一個特征常數(shù)n H=2.68108 T-1S-1n C =6.73107 T-1S-1右手定則判定磁矩的方向自旋量子數(shù)當I=0時,P=0,原子核沒有自旋現(xiàn)象,只有I0,原子核才有自旋角動量和自旋現(xiàn)象實踐證明,核自

2、旋與核的質量數(shù),質子數(shù)和中子數(shù)有關質量數(shù)為偶數(shù)原子序數(shù)為偶數(shù)自旋量子數(shù)為0無自旋12C6,32S16,16O8質量數(shù)為偶數(shù)原子序數(shù)為奇數(shù)自旋量子數(shù)為1,2,3有自旋14N7質量數(shù)為奇數(shù)原子序數(shù)為奇或偶數(shù)自旋量子數(shù)為1/2,3/2,5/2有自旋1H1, 13C6 19F9,31P15進入主磁場前后人體組織質子的核磁狀態(tài)沿主磁場排列(低能態(tài)) 的質子數(shù)目較多逆主磁場排列(高能態(tài)) 的質子稍少核自旋能級與核磁共振(一)核自旋能級 把自旋氫核放在場強為H0的磁場中,由于磁矩 與磁場相互作用,核磁矩相對外加磁場有兩種不同的取向，每種取向各對應一定的能量狀態(tài)。 在外磁場作用下自旋能級發(fā)生塞曼分裂。 核磁共

3、振是磁矩不為零的原子核，在外磁場作用下自旋能級發(fā)生塞曼分裂，共振吸收某一定頻率的射頻輻射的物理過程叫做核磁共振現(xiàn)象。 質子在靜磁場中以進動方式運動 這種運動類似于陀螺的運動進動 (Precession)沿主磁場排列低能態(tài)逆主磁場排列高能態(tài)00B其中：0 ：進動的頻率 （Hz或MHz） B0 ：外磁場強度(單位T，特斯拉)。 ：旋磁比；質子的為 42.5MHz / T。進動頻率(Precession Frequency)脈沖繼發(fā)后產生的宏觀和微觀效應脈沖繼發(fā)后產生的宏觀和微觀效應無線電波激發(fā)使磁場偏轉90度，不同組織有著不同的這是MRI顯示解剖結構和病變的基礎核磁共振“加權成像” 人體大多數(shù)病變

4、的T1值、T2值均較相應的正常組織大，因而在T1WI上比正常組織“黑”，在T2WI上比正常組織“白”。PART 2基本概念基本概念像素：組成灰度數(shù)字圖像的基本單元。體素：像素對應人體內的位置。像素灰度信息：對應體素的檢測信息的強度。不同成像手段進行位置對應的手段不同對磁共振而言,實現(xiàn)像素與體素對應的手段是施加三個維度上的梯度磁場。不同成像手段的檢測信息不同磁共振信號的獲取 如果在垂直于XY平面，加一個接收線圈，會接收到什么信號？自由感應衰減(FID):信號隨著時間而消失（類似于阻尼震蕩信號），但頻率不變。梯度磁場的產生梯度磁場的產生拉莫爾方程（Larmor equation）：00B改變磁場

5、就可改變共振頻率 。00BB 又叫梯度磁場，是指沿直角坐標系某坐標方向呈線性變化的磁場?？臻g定位：在主磁場B0 上疊加一個變化的小磁場 ，從而使成像層面上各處的磁場得以改變。 B三個基本梯度場三個基本梯度場22n 在Z方向疊加的強度隨Z變化的磁場，叫Z方向梯度場；n 在X方向疊加的強度隨X變化的磁場，叫X方向梯度場;n 在Y方向疊加的強度隨Y變化的磁場，叫Y方向梯度場;NSB0B0ZB0+B(z)0NSB0B0XB0+B(x)0NSB0B0YB0+B(Y)0人體的三面人體的三面示意圖橫斷面冠狀面矢狀面梯度場與主磁場的疊加梯度場與主磁場的疊加u梯度場 的大小和方向均可改變。Bu主磁場 是勻強磁場

6、，其大小和方向是固定不變的。0B0BB u 中心的場強總為零，與 疊加后，磁體中心的場強不變。0B梯度場及其作用體素定位體素定位：MRI成像時，體素發(fā)出的核磁共振信號的強度被轉變?yōu)閳D像中像素的亮度。v為了得到任意層面的空間信息，MRI系統(tǒng)在 x, y, z 三個坐標方向均使用梯度磁場 (Gx , Gy , Gz 梯度)， 分別用相互垂直的三個梯度線圈產生。三個梯度場的使用三個梯度場的使用F1.選擇掃描層面：一般由層面選擇梯度來完成。F2.用其余兩個梯度定位：在二維傅里葉成像中，即為頻率編碼和相位編碼，解碼后即得檢測點的平面坐標。F3.對所確定的空間點的坐標所對應的空間體素發(fā)出NMR信號進行檢測

7、便得到了所需的圖像對比度。磁共振圖像重建磁共振圖像重建MRI空間坐標的建立是由三維梯度磁場來實現(xiàn)的。將來自每個體素的MRI信號與來自其他體素的信號分離的方法： 層面選擇 空間編碼 頻率編碼空間坐標層面選擇層面選擇 MRI的層面選擇是通過三維梯度的不同組合來實現(xiàn)的。 任意斜面成像，其層面的確定要兩個或三個梯度的共同作用。層面的選擇采用的是選擇性激勵的原理：選擇性激勵（selective excitation）：指用一個有限頻寬（窄帶）的射頻脈沖僅對共振頻率在該頻帶范圍的質子進行共振激發(fā)的技術。Gz 或GyGy或GzGx矢狀面Gz或GxGx或GzGy冠狀面Gy 或GxGx或GyGz橫軸面層面方向頻

8、率編碼梯度相位編碼梯度層面選擇梯度相位編碼相位編碼|相位編碼（phase encoding）：利用相位編碼梯度磁場造成質子有規(guī)律的進動相位差，用此相位差來標定體素空間位置的方法。|相位編碼梯度工作于脈沖狀態(tài)，有多少個數(shù)據(jù)采集周期，該梯度就接通多少次。|相位編碼用來識別行與行之間體素的位置。頻率編碼頻率編碼頻率編碼：利用梯度磁場造成相關方向上個磁化矢量進動頻率的不同，并以此為根據(jù)來標記體素的空間位置。0()xBxG x與y軸平行的各列體素的進動頻率 為：x 頻率編碼梯度(Gro)使沿X向質子所處磁場線性變化,從而共振頻率線性變化,將采集信號經傅立葉變換后即可得到頻率與X方向位置的線性一一對應關系

9、。成像層面的X向位置采集信號經傅立葉變換后的頻譜二者一一對應小結小結MRI線圈中接收到的信號是受激層面內個體素所產生的NMR信號的總和。在二維成像技術中，由于相位編碼梯度和頻率編碼梯度共同作用，各相鄰體素產生的信號在頻率和相位上均存在細微的差別。這種差別表現(xiàn)在相位編碼方向上就是進動相位的不同，表現(xiàn)在頻率編碼方向上就是進動頻率的不同。通過二維傅里葉變換，就可使以頻率和相位表示的差別轉換為體素空間位置的差別。PART 3系統(tǒng)硬件組成核心板包括了譜儀的數(shù)字化頻率源部分,數(shù)字接收機部分,梯度波形發(fā)生器部分數(shù)字化頻率源頻率源設計數(shù)字化磁共振頻率源由直接數(shù)字頻率合成器（DDS）、微控制器（ARM）、可編程

10、邏輯陣列（FPGA）組成。其中,直接數(shù)字頻率合成器負責產生射頻信號。ARM負責外界電腦與頻率源的通訊。FPGA則作為板上的控制電路并且在內部劃出一塊區(qū)域作為RAM,暫時存儲MRI序列所需的射頻波形數(shù)據(jù)數(shù)字化接收機低噪聲程控放大器VGA作為前極放大器,提供對微弱核磁信號的適當放大和增益控制?？够殳B濾波器濾除采樣帶寬外的噪聲,防止發(fā)生噪聲混疊。高速ADC數(shù)字化放大后的核磁共振信號FPGA芯片提供對采用數(shù)據(jù)的轉換接口和存儲通路,并實現(xiàn)對程控的數(shù)據(jù)接口。直接數(shù)字控制器DDC作用是對高頻的磁共振信號進行數(shù)字下變頻、濾波和速率轉換處理,并通過并行端口輸出處理后的數(shù)據(jù)。ARM芯片為整個數(shù)字接收機系統(tǒng)提供了操作平臺和與外界PC機連接的橋梁。梯度波形發(fā)生器系統(tǒng)主要由帶有外接SDRAM的ARM處理器, FPGA,ADC器件以及放大器組成。系統(tǒng)工作前,ARM通過網線從外界機上接