基于高性能ADC的磁共振成像發(fā)送/接收架構

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

氫原子核的自旋運動(dòng)決定了它自身的固有磁矩，在強磁場(chǎng)作用下，這些氫原子將定向排列。簡(jiǎn)單起見(jiàn)，可以把靜態(tài)磁場(chǎng)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(chǎng)強度。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(chǎng)中，氫原子的共振頻率近似為64MHz。

當的磁共振激勵或者是RF脈沖激勵(頻率等于氫原子核諧振頻率)能夠強制原子核磁矩部分或全部偏移到與作用磁場(chǎng)垂直的平面。停止激勵后，原子核磁矩將恢復到靜態(tài)磁場(chǎng)的狀況。原子核在重新排列的過(guò)程中釋放能量，發(fā)出共振頻率(取決于場(chǎng)強)的RF信號，MRI成像系統對該信號進(jìn)行檢測并形成圖像。

MRI成像系統原理框圖

靜態(tài)磁場(chǎng)

MRI成像需要把病人置于強磁場(chǎng)內，形成有序的氫原子核。通常有三種方法產(chǎn)生磁場(chǎng)：固定磁鐵、磁阻(電流通過(guò)傳統的線(xiàn)圈)、超導磁鐵。固定磁鐵和磁阻產(chǎn)生的磁場(chǎng)強度一般限制在0.4T以下，無(wú)法達到高分辨率圖像所要求的場(chǎng)強。因此，大多數高分辨率成像系統采用超導磁鐵。超導磁鐵體積大且結構復雜，需要把線(xiàn)圈浸入液態(tài)氦中，使溫度保持在絕對零度附近。

利用上述方法產(chǎn)生的磁場(chǎng)不僅需要保持較高的場(chǎng)強，還要求在空間上保持均勻，在一定時(shí)間內保持穩定。典型成像系統中，要求在成像區域內場(chǎng)強變化小于10ppm。為了達到如此高的精度，絕大多數系統會(huì )產(chǎn)生一個(gè)弱場(chǎng)強的靜態(tài)磁場(chǎng)，利用特殊的勻場(chǎng)線(xiàn)圈對超導磁場(chǎng)進(jìn)行微調，以保持磁場(chǎng)的均勻性。

梯度磁場(chǎng)

為了生成圖像，MRI系統必須首先在2D平面激發(fā)人體內的氫原子，然后確定那些恢復到靜態(tài)磁場(chǎng)時(shí)處于同一平面的原子核的位置。這兩項工作由梯度線(xiàn)圈完成，產(chǎn)生場(chǎng)強隨位置線(xiàn)性變化的磁場(chǎng)。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)的人體區域，當激發(fā)原子核恢復到靜態(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系統必須具備x、y、z梯度線(xiàn)圈在產(chǎn)生三維的梯度磁場(chǎng)，由此創(chuàng )建病人身體內部不同平面的圖像切片。每個(gè)梯度磁場(chǎng)和激勵脈沖必須進(jìn)行適當的排序或定時(shí)控制，以便對每組圖像數據進(jìn)行組合成像。例如，在z軸方向作用一個(gè)梯度磁場(chǎng)，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(jiàn)，2維平面的成像位置受控于激勵信號頻率的變化。激發(fā)過(guò)程結束后，在x軸方向產(chǎn)生適當的梯度變化，當原子核恢復到靜態(tài)位置時(shí)可以按照空間改變原子核的共振頻率。該信號的頻率信息能夠用來(lái)定位原子核在x軸方向的位置。同樣，在y軸方向作用適當的梯度磁場(chǎng)能夠在空間上改變共振信號的相位，用于檢測原子核在y軸方向的位置。按照適當的順序，以適當的頻率產(chǎn)生梯度磁場(chǎng)和RF激勵信號，MRI系統即可構建人體的3D圖像。

為了達到所要求的圖像質(zhì)量和幀率，MRI成像系統的梯度線(xiàn)圈必須能夠快速改變靜態(tài)磁場(chǎng)的強度，使成像區域的場(chǎng)強變化大約5%。系統需要高壓(工作在幾千伏特)、大電流(幾百安培)驅動(dòng)產(chǎn)生梯度磁場(chǎng)的線(xiàn)圈。在滿(mǎn)足大功率需求的同時(shí)還要確保低噪聲和高穩定性，線(xiàn)圈中的任何電流擾動(dòng)都會(huì )導致RF拾取信號中的噪聲，從而直接影響到圖像信號的完整性。

為了區分不同類(lèi)型的人體組織，MRI系統對接收信號的幅度進(jìn)行分析。被激發(fā)的原子核連續輻射信號，直到將激發(fā)期間所吸收的能量完全釋放掉。指數衰減信號的時(shí)間常數通常在幾十毫秒到1秒；恢復時(shí)間是場(chǎng)強的函數，并取決于不同類(lèi)型的人體組織。利用時(shí)間常數的變化可以識別出人體組織的類(lèi)型。

發(fā)送/接收線(xiàn)圈

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

RF接收器

RF接收器用于處理來(lái)自接收線(xiàn)圈的信號。目前，多數MRI系統具有6路或更多通道的接收器，處理來(lái)自多路線(xiàn)圈的信號。信號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(chǎng)的強度。接收信號的帶寬很窄，通常小于20kHz，與梯度磁場(chǎng)的強度有關(guān)。

傳統的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)行信號混頻，把有用信號變頻到較低中頻，然后經(jīng)過(guò)12位至16位高分辨率、低速模/數轉換器(ADC)轉換成數字信號。采用這種接收架構，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(guò)多路復用器以時(shí)分復用形式轉換多路信號。高性能ADC的出現造就了新的接收器架構?？梢岳脤拵?、采樣率高達100MHz的12位至16位高分辨率ADC直接對信號進(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(chǎng)強度取決于成像區域的寬度。典型的發(fā)射脈沖以±1kHz相當窄的帶寬產(chǎn)生輸出信號。需要時(shí)域波形產(chǎn)生該窄帶信號，類(lèi)似于傳統的同步信號。該波形通常在基帶以數字形式產(chǎn)生，然后經(jīng)過(guò)混頻器變頻到適當的中心頻率。傳統的發(fā)送機制需要低速數/模轉換器(DAC)，產(chǎn)生基帶波形，該信號的帶寬非常窄。同樣，利用新一代DAC技術(shù)可以改善傳統的發(fā)送器架構。通過(guò)高速、高分辨率DAC可以直接產(chǎn)生高達300MHz的RF發(fā)射脈沖。在數字域即可產(chǎn)生整個(gè)頻帶的波形并進(jìn)行上變頻。

圖像信號處理

按照k間隔采集頻率和相位信號，處理器/計算機計算k間隔采集數據的2維傅立葉變換，生成圖像信號。