基于高性能ADC的磁共振成像發(fā)送/接收架構(gòu)

磁共振成像(MRI)系統(tǒng)能夠提供清晰的人體組織圖像，系統(tǒng)檢測并處理氫原子在強(qiáng)磁場中受到共振磁場激勵(lì)脈沖的激發(fā)后所生成的信號(hào)。

氫原子核的自旋運(yùn)動(dòng)決定了它自身的固有磁矩，在強(qiáng)磁場作用下，這些氫原子將定向排列。簡單起見，可以把靜態(tài)磁場中的氫原子核看作一條拉緊的繩子。原子核具有一個(gè)共振頻率或“Larmor”頻率，具體取決于本地磁場強(qiáng)度。如同一條繩索在外部張力作用下發(fā)生共振。在典型的1.5T MRI磁場中，氫原子的共振頻率近似為64MHz。

當(dāng)?shù)拇殴舱窦?lì)或者是RF脈沖激勵(lì)(頻率等于氫原子核諧振頻率)能夠強(qiáng)制原子核磁矩部分或全部偏移到與作用磁場垂直的平面。停止激勵(lì)后，原子核磁矩將恢復(fù)到靜態(tài)磁場的狀況。原子核在重新排列的過程中釋放能量，發(fā)出共振頻率(取決于場強(qiáng))的RF信號(hào)，MRI成像系統(tǒng)對(duì)該信號(hào)進(jìn)行檢測并形成圖像。

MRI成像系統(tǒng)原理框圖

靜態(tài)磁場

MRI成像需要把病人置于強(qiáng)磁場內(nèi)，形成有序的氫原子核。通常有三種方法產(chǎn)生磁場：固定磁鐵、磁阻(電流通過傳統(tǒng)的線圈)、超導(dǎo)磁鐵。固定磁鐵和磁阻產(chǎn)生的磁場強(qiáng)度一般限制在0.4T以下，無法達(dá)到高分辨率圖像所要求的場強(qiáng)。因此，大多數(shù)高分辨率成像系統(tǒng)采用超導(dǎo)磁鐵。超導(dǎo)磁鐵體積大且結(jié)構(gòu)復(fù)雜，需要把線圈浸入液態(tài)氦中，使溫度保持在絕對(duì)零度附近。

利用上述方法產(chǎn)生的磁場不僅需要保持較高的場強(qiáng)，還要求在空間上保持均勻，在一定時(shí)間內(nèi)保持穩(wěn)定。典型成像系統(tǒng)中，要求在成像區(qū)域內(nèi)場強(qiáng)變化小于10ppm。為了達(dá)到如此高的精度，絕大多數(shù)系統(tǒng)會(huì)產(chǎn)生一個(gè)弱場強(qiáng)的靜態(tài)磁場，利用特殊的勻場線圈對(duì)超導(dǎo)磁場進(jìn)行微調(diào)，以保持磁場的均勻性。

梯度磁場

為了生成圖像，MRI系統(tǒng)必須首先在2D平面激發(fā)人體內(nèi)的氫原子，然后確定那些恢復(fù)到靜態(tài)磁場時(shí)處于同一平面的原子核的位置。這兩項(xiàng)工作由梯度線圈完成，產(chǎn)生場強(qiáng)隨位置線性變化的磁場。由此，氫原子的共振頻率還在一定程度上與空間位置有關(guān)。改變激發(fā)脈沖的頻率控制需要激發(fā)的人體區(qū)域，當(dāng)激發(fā)原子核恢復(fù)到靜態(tài)時(shí)，其位置仍然可以由RF激發(fā)脈沖的頻率和相位信息確定。

MRI系統(tǒng)必須具備x、y、z梯度線圈在產(chǎn)生三維的梯度磁場，由此創(chuàng)建病人身體內(nèi)部不同平面的圖像切片。每個(gè)梯度磁場和激勵(lì)脈沖必須進(jìn)行適當(dāng)?shù)呐判蚧蚨〞r(shí)控制，以便對(duì)每組圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行組合成像。例如，在z軸方向作用一個(gè)梯度磁場，可以改變共振頻率，以產(chǎn)生該平面的2D切片圖像。由此可見，2維平面的成像位置受控于激勵(lì)信號(hào)頻率的變化。激發(fā)過程結(jié)束后，在x軸方向產(chǎn)生適當(dāng)?shù)奶荻茸兓?，?dāng)原子核恢復(fù)到靜態(tài)位置時(shí)可以按照空間改變?cè)雍说墓舱耦l率。該信號(hào)的頻率信息能夠用來定位原子核在x軸方向的位置。同樣，在y軸方向作用適當(dāng)?shù)奶荻却艌瞿軌蛟诳臻g上改變共振信號(hào)的相位，用于檢測原子核在y軸方向的位置。按照適當(dāng)?shù)捻樞颍赃m當(dāng)?shù)念l率產(chǎn)生梯度磁場和RF激勵(lì)信號(hào)，MRI系統(tǒng)即可構(gòu)建人體的3D圖像。

為了達(dá)到所要求的圖像質(zhì)量和幀率，MRI成像系統(tǒng)的梯度線圈必須能夠快速改變靜態(tài)磁場的強(qiáng)度，使成像區(qū)域的場強(qiáng)變化大約5%。系統(tǒng)需要高壓(工作在幾千伏特)、大電流(幾百安培)驅(qū)動(dòng)產(chǎn)生梯度磁場的線圈。在滿足大功率需求的同時(shí)還要確保低噪聲和高穩(wěn)定性，線圈中的任何電流擾動(dòng)都會(huì)導(dǎo)致RF拾取信號(hào)中的噪聲，從而直接影響到圖像信號(hào)的完整性。

為了區(qū)分不同類型的人體組織，MRI系統(tǒng)對(duì)接收信號(hào)的幅度進(jìn)行分析。被激發(fā)的原子核連續(xù)輻射信號(hào)，直到將激發(fā)期間所吸收的能量完全釋放掉。指數(shù)衰減信號(hào)的時(shí)間常數(shù)通常在幾十毫秒到1秒；恢復(fù)時(shí)間是場強(qiáng)的函數(shù)，并取決于不同類型的人體組織。利用時(shí)間常數(shù)的變化可以識(shí)別出人體組織的類型。

發(fā)送/接收線圈

發(fā)送和接收線圈用于激勵(lì)氫原子并接收原子核恢復(fù)產(chǎn)生的信號(hào)，這些線圈必須針對(duì)特殊的人體部位進(jìn)行成像優(yōu)化，這就需要系統(tǒng)能夠靈活地配置線圈。針對(duì)需要成像的人體部位，可以使用獨(dú)立的發(fā)送和接收線圈，也可以使用組合在一起的發(fā)送/接收線圈。此外，為了提高圖像的采集次數(shù)，MRI系統(tǒng)使用多路發(fā)送/接收線圈并行工作，獲取更多的信息，當(dāng)然，這需要借助線圈位置的空間相關(guān)性。

RF接收器

RF接收器用于處理來自接收線圈的信號(hào)。目前，多數(shù)MRI系統(tǒng)具有6路或更多通道的接收器，處理來自多路線圈的信號(hào)。信號(hào)的頻率范圍大約分布在1MHz至300MHz，頻率范圍在很大程度上取決于靜態(tài)磁場的強(qiáng)度。接收信號(hào)的帶寬很窄，通常小于20kHz，與梯度磁場的強(qiáng)度有關(guān)。

傳統(tǒng)的MRI接收器配置包含一個(gè)低噪聲放大器(LNA)，隨后接混頻器?；祛l器進(jìn)行信號(hào)混頻，把有用信號(hào)變頻到較低中頻，然后經(jīng)過12位至16位高分辨率、低速模/數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)。采用這種接收架構(gòu)，ADC可以工作在1MHz以下的采樣率。由于帶寬需求較低，可以利用單片高于1MHz至5MHz采樣率的ADC，通過多路復(fù)用器以時(shí)分復(fù)用形式轉(zhuǎn)換多路信號(hào)。高性能ADC的出現(xiàn)造就了新的接收器架構(gòu)。可以利用寬帶、采樣率高達(dá)100MHz的12位至16位高分辨率ADC直接對(duì)信號(hào)進(jìn)行采樣，從而省去接收通道的模擬混頻器。

發(fā)送器

MRI發(fā)送器產(chǎn)生激發(fā)氫原子的RF脈沖，激發(fā)脈沖的頻率范圍和梯度磁場強(qiáng)度取決于成像區(qū)域的寬度。典型的發(fā)射脈沖以±1kHz相當(dāng)窄的帶寬產(chǎn)生輸出信號(hào)。需要時(shí)域波形產(chǎn)生該窄帶信號(hào)，類似于傳統(tǒng)的同步信號(hào)。該波形通常在基帶以數(shù)字形式產(chǎn)生，然后經(jīng)過混頻器變頻到適當(dāng)?shù)闹行念l率。傳統(tǒng)的發(fā)送機(jī)制需要低速數(shù)/模轉(zhuǎn)換器(DAC)，產(chǎn)生基帶波形，該信號(hào)的帶寬非常窄。同樣，利用新一代DAC技術(shù)可以改善傳統(tǒng)的發(fā)送器架構(gòu)。通過高速、高分辨率DAC可以直接產(chǎn)生高達(dá)300MHz的RF發(fā)射脈沖。在數(shù)字域即可產(chǎn)生整個(gè)頻帶的波形并進(jìn)行上變頻。

圖像信號(hào)處理

按照k間隔采集頻率和相位信號(hào)，處理器/計(jì)算機(jī)計(jì)算k間隔采集數(shù)據(jù)的2維傅立葉變換，生成圖像信號(hào)。