CC BY
46УДК 537.635; 539.143; 621.373
Ю. В. Богачев, В. З. Драпкин, М. Н. Князев, Ю. С. Черненко
Санкт-Петербургский государственный электротехнический
университет "ЛЭТИ" В. В. Фролов
Санкт-Петербургский государственный университет
Л. Ю. Грунин
Марийский государственный технический университет
Особенности проектирования и разработки слабопольной томографической системы передачи, приема и обработки магнитно-резонансных сигналов*
Рассмотрены особенности разработки структурной схемы и отдельных узлов слабо-польного ЯМР-томографа. Представлены расчеты и оптимизация магнитной системы, сформулированы требования к проектированию аппаратных средств томографической системы передачи, приема и обработки магнитно-резонансных сигналов. Разработана структурно-функциональная схема универсального контроллера слабопольного ЯМР-томографа.
Магнитный резонанс, ядерный магнитный резонанс, магнитно-резонансная томография, динамическая поляризация ядер, электронный парамагнитный резонанс
Для повышения чувствительности, разрешающей способности и информативности низкопольных томографов, способных решать задачи молекулярной магнитно-резонансной томографии (МРТ), необходимо развивать такие специфические аспекты метода ядерного магнитного резонанса (ЯМР) в слабых (по сравнению с применяемыми в серийных магнитно-резонансных томографах) магнитных полях, как усиление контраста магнитно-резонансных изображений на основе эффектов частотной дисперсии скорости ЯМР-релакса-ции, переноса ядерной спиновой намагниченности и динамической поляризации ядер (ДПЯ) в биологических средах.
С этой целью авторами настоящей статьи спроектирован и разработан слабопольный ЯМР/ДПЯ-томограф с аппаратными и программными средствами для реализации указанных эффектов.
Требования, накладываемые на архитектуру обычного МРТ-сканера [1], [2], справедливы и для архитектуры ЯМР/ДПЯ-томографа. В обоих устройствах можно выделить аппаратную систему сканера и аппаратно-программный комплекс управления.
Аппаратная система сканера состоит из трех сегментов: сегмента магнита, радиочастотного сегмента и сегмента исследуемого объекта. Каждый из сегментов может быть дополнительно разбит на блоки.
Аппаратно-программный комплекс управления включает в себя пользовательский интерфейс, блок управления магнитной системой, блок управления радиочастотным сег-
* Работа выполнена при поддержке Министерства образования и науки РФ в рамках ФЦП "Научные и научно-педагогические кадры инновационной России на 2009-2013 годы" (государственный контракт № П1169 от 03.06.2010 г.).
©8Богачев Ю. В., Драпкин В. З., Князев М. Ю., Черненко Ю. С., Фролов В. В., Грунин Л. Ю., 2011
ментом, систему обработки и построения изображений, систему управления сегментом исследуемого объекта и систему синхронизации.
Структурная схема системы ЯМР/ДПЯ-томографа приведена на рис. 1. Она отличается от схем обычных ЯМР-томографов дополнительным блоком для насыщения переходов электронного парамагнитного резонанса (ЭПР). Несмотря на преобладание сходств на структурном уровне, при детальном проектировании большинства блоков ЯМР/ДПЯ-томографа проявляются значительные отличия от МРТ-сканера. Это обусловлено двумя основными причинами: во-первых, для получения ЯМР-изображений в ЯМР/ДПЯ-томо-графе используются слабые магнитные поля, а следовательно, низкая частота, и, во-вторых, необходимо обеспечить насыщение сигнала ЭПР.
Разработанный слабопольный ЯМР/ДПЯ-томограф состоит из следующих основных частей (на рис. 1 части обведены штриховыми рамками):
• магнитной системы с блоком управления индукцией магнитного поля;
• системы градиентных катушек, создающих дополнительные импульсные магнитные поля, линейно изменяющиеся в трех взаимно перпендикулярных направлениях X, У и 2 (градиентные поля);
• источника питания и схемы управления градиентными магнитными полями;
• ВЧ-датчиков ЯМР;
• приемопередающего блока, включающего в себя генератор ВЧ-поля, модулятор, усилитель мощности ВЧ и цифровой синхронный детектор;
• коммутатора ЯМР-сигналов и предварительного усилителя;
• передающего блока, включающего в себя генератор и усилитель мощности ВЧ-поля для ЭПР-накачки;
• коммутатора ВЧ-поля для ЭПР-накачки, управляемого персональным компьютером (ПК) через контроллер;
• контроллера и управляющего ПК.
При разработке узлов ЯМР/ДПЯ-томографа особое внимание уделено разработке магнитной системы, градиентной системы, конструкции датчиков ЯМР и ДПЯ, электронным блокам отдельных узлов, за исключением сегмента исследуемого объекта.
Разработка магнитной системы. Резистивные магниты с осевой симметрией наиболее широко распространены в слабопольных МРТ-системах из-за их простой, доступной и эффективной конфигурации [3], [4]. Как правило, они состоят из двух или трех пар катушек, намотанных на цилиндр и симметрично расположенных относительно центральной поперечной плоскости. Такой магнит обычно охлаждается воздухом, хотя водяное охлаждение может оказаться более предпочтительным из-за акустических шумов, связанных с воздушным охлаждением.
Поскольку ДПЯ-томография все еще находится в стадии исследования, возможность управления значением индукции магнитного поля предпочтительна, что делает резистив-ные магниты более удобными, чем постоянные магниты.
В ЯМР/ДПЯ-томографе с циклированием поля магнитное поле должно быстро изменяться между двумя значениями. Это может быть достигнуто так называемой "компенсацией поля" [4]. При этом магнит высокой однородности обеспечивает стабильное магнитное поле при детектировании ЯМР-сигнала, в то время как меньший магнит с противоположно направленным полем включается в моменты насыщения ЭПР. Циклирование поля накладывает дополнительные требования на магнитную систему из-за быстрого переключения поля.
Ограничение поля рассеивания магнита не является проблемой в ЯМР/ДПЯ-томографе. Для защиты других магнитных объектов, находящихся в лаборатории, не нужно принимать никаких дополнительных мер.
Необходимость получения изображений высокого качества предъявляет следующие требования к магнитной системе (сопоставимые с обычной МРТ):
• общая и дифференциальная неоднородности магнитного поля должны быть менее 25 нТл/м и менее 900 нТл/м соответственно;
• стабильность магнитного поля (дрейф менее 60 нТл за 15 мин).
Разработанная авторами настоящей статьи магнитная система состоит из следующих компонентов:
• соленоида с компенсирующими кольцами, создающего постоянное магнитное поле индукцией В0 = 7.0 мТл высокой однородности в рабочей области;
• блока стабилизатора тока соленоида; 50
• катушки импульсного смещения магнитного поля для выполнения экспериментов по внерезонансному переносу ядерной намагниченности и циклированию магнитного поля вместе с источником питания и схемой управления;
• дополнительной катушки предварительной поляризации ЯМР для выполнения экспериментов по исследованию частотной дисперсии времен ядерной магнитной релаксации с источником питания и управляющей схемой.
В соленоиде предусмотрена компенсация неоднородности магнитного поля, вызванной краевым эффектом. Из двух способов компенсации - компенсирующего соленоида (компенсации второго порядка) и симметричной пары колец (компенсации четвертого порядка) - выбран второй способ, позволяющий в принципе достичь более высокой степени однородности за счет большего числа степеней свободы и допускающий дополнительную юстировку на готовом изделии. Конструктивно соленоид представляет собой катушку, обмотка которой намотана на каркас из изоляционного материала (слоистого пластика) с наружным диаметром 300 мм, длиной 1000 мм и нарезкой с шагом 2.5 мм. Обмотка выполнена в виде 11 слоев проводом с сечением 2 мм . Компенсирующие кольца представляют собой катушки с обмотками прямоугольного сечения, закрепленные на опорных стержнях, параллельных оси соленоида, которые для юстировки могут передвигаться вдоль них. Стержни закреплены в опорных кольцах, связанных болтами со щеками основного соленоида так, что возможна юстировка коаксиальности соленоида и компенсирующих колец.
Конструктивные параметры системы определены из условия наилучшей однородности магнитного поля и практических ограничений на габариты и температурный режим.
В МРТ необходимо максимальным образом использовать рабочий объем магнитной системы, причем можно в известной степени поступиться однородностью поля. При этом желательно иметь одинаковую неоднородность поля во всем рабочем объеме. В такой ситуации наиболее подходящей является минимизация среднеквадратичного отклонения поля от заданного значения в рабочей области. Методы реализации такого требования (разложение в обобщенный ряд Фурье или метод неопределенных коэффициентов Лагранжа) давно известны в математике и в инженерных науках и применялись при конструировании аппаратуры для ЯМР [5]. Однако ограничением таких методов является требование существования линейной зависимости между функцией (в данном случае значением поля в заданной области) и оптимизируемыми параметрами системы. В рассматриваемом случае это означает, что минимизация среднеквадратичного отклонения позволяет оптимизировать только соотношения токов в элементах магнитной системы (соотношение количеств ампер-витков соленоида и колец), но не положение колец.
В соответствии с изложенным параметры магнитной системы рассчитаны через представление магнитного поля осесимметричной системы в сферической системе коор-
да
динат в виде ряда по полиномам Лежандра: Bz (r, -9) = ^Iw X anrnPn (cos -), где r - дли-
n=0
на радиуса-вектора; $ - полярный угол; ^0 - магнитная постоянная; I - ток через систему; w - число витков в соленоиде; Pn (cos 0) - полином Лежандра.
Коэффициенты ап зависят от геометрических параметров соленоида и компенсирующих колец. Эти коэффициенты удобно представить через безразмерные величины кп = апЯпЬ для соленоида и Хп = апЯп+1 для компенсирующих колец (Яа и Яь - средние
радиусы соленоида и колец соответственно; Ь - длина соленоида).
Проинтегрировав эти уравнения по толщине обмоток и по ширине обмотки колец и ограничившись членами второго порядка, получим следующие выражения для безразмер-
О 2 0 2 2
ных коэффициентов: кп = к^, + гп ^/Яа ) и Хп =Хп + г'п {Ъ/Яъ ) +г"п {ё/Яъ ) , где ^ - полутолщина обмотки соленоида; к)°, ^ - значения кп и Хп для тонкого соленоида и нитевидных колец; гп, е'п, е'п - коэффициенты разложения безразмерных коэффициентов по относительным размерам сечений обмоток соленоида и колец; Ъ и ё - полуширина и полутолщина обмоток колец соответственно.
Соотношения токов в элементах магнитной системы оптимизированы по методу наименьшего среднеквадратичного отклонения. Согласно методу неопределенных множителей наименьшее среднеквадратичное отклонение от заданного значения в заданной области достигается, если множители (в данном случае полные токи или "ампер-витки"
соленоида 1а и колец ¡ъ ) являются решением системы линейных уравнений: Ы = /, где I - матрица-столбец, образованная искомыми токами 1а и ¡ъ ;
h =
2
¡ba (z, р) dv ¡ba (z, p) bb (z, p) dv
jba (z, P) bb (z, P) dv ¡bb (z, P) dv _
- матрица, в элементах которой интегрирование выполняется по рабочей области; ba (z, р)
и bb (z, р) - пространственная зависимость магнитного поля, создаваемого единичным
током через соленоид и кольца соответственно, в цилиндрической системе координат. Матрица-столбец свободных членов имеет вид
\ba (z> Р)dv
\bb (z> Р)dv
При численных расчетах для ba ь (z, р) использовались стандартные формулы для расчета магнитного поля на оси кругового тока и соленоида, а также интегральные формулы для расчета поля вне оси для соленоида радиуса Ra :
Ra - rcos ф
f =
ba ( z P) =
( Z - z )
n 0 (Rl + r2 - 2Rar cos ф) [(Z - z)2 + R2 + r2 - 2Rar cos ф и для кольца радиуса Rb :
Rb - r cos ф
bb (z, P) = 1
(Z - z)2 + Rb + r2 - 2Rbr cos ф
3/2
dip.
0
При протяженности рабочей области 200 мм (20 % от длины соленоида) после коррекции с учетом конечных размеров сечения обмоток получено соотношение ампер-витков 1ь/1а = 0.13. При этом расчетное значение относительного среднеквадратичного отклонения
поля составило около 5 • 10-5, что при напряженности поля 7 мТл дает аппаратурную ширину линии около 6 Гц. Наблюдавшееся в эксперименте затухание, обусловленное неоднородностью поля, в рабочей области составило 80...100 мс, что хорошо согласуется с расчетным значением. Соответствие полученных результатов расчетам подтверждается параметрами полученных экспериментальных магнитно-резонансных изображений.
Разработка градиентной системы. Исходя из литературных данных [1], [2] необходимый максимум силы градиента магнитного поля должен быть не менее 1 мТл/м. Это компромисс между короткими временами обработки, с одной стороны, и низкой стоимостью и малыми искажениями изображения - с другой. При слабой индукции магнитного поля некоторые искажения изображений могут возникнуть в связи с наличием сопутствующих градиентов последнего [6]. Согласно уравнениям Максвелла, изолированный линейный градиент поля не существует: он всегда сопровождается другим градиентом поля с ориентацией, перпендикулярной к основному полю. Сопутствующие градиенты едва заметны в области обычных полей, но при низкой индукции поля они могут привести к изгибу выбранных слоев, снижению отношения "сигнал/шум" и некоторым искажениям изображения.
Компромисс между временем возрастания градиента поля и максимальным значением градиента должен минимизировать время обработки. Обработка данных во время изменения градиента считывающего поля влияет на этот компромисс. В эксперименте устанавливалось минимальное время возрастания градиента поля около 0.1 мс.
Требования к линейности градиента поля не могут быть удовлетворены при малой его индукции из-за сопутствующих градиентов поля. Если эффекты сопутствующих градиентов поля известны заранее, они могут быть скорректированы при обработке сигнала. Требования к градиентам поля в низких магнитных полях сопоставимы с требованиями в обычной МРТ: общая нелинейность менее 70 нТл, дифференциальная нелинейность менее 2.5 нТл, долговременная стабильность около 0.05 %.
Требуемые максимальный градиент и линейность градиента в общем случае не зависят от значения индукции основного поля, поэтому конструкция системы катушек линейного градиента ЯМР/ДПЯ-томографа аналогична конструкции, используемой в обычных МРТ. Основное отличие касается экранирования катушек градиента поля, которое несущественно в ЯМР/ДПЯ-томографе, поскольку в нем присутствует гораздо меньше проводящего материала вокруг катушек, чем в случае сверхпроводящих магнитов. Это приводит к снижению затрат как для системы градиентных катушек, так и для усилителей мощности.
При слабом основном магнитном поле нет возмущающего акустического шума, который образуется при включении/выключении градиентов поля.
Градиентная система разработанного ЯМР/ДПЯ-томографа включает в себя катушку для создания продольного (по отношению к основному полю) градиента магнитного поля и 2 комплекта катушек прямоугольной формы для создания поперечного (перпендикулярного к основному полю) градиента. Катушка продольного градиента выполнена на цилиндриче-
Известия вузов России. Радиоэлектроника. 2011. Вып. 6======================================
ском каркасе в виде "разорванного соленоида" с антисимметричными токами. Каркас катушки продольного градиента расположен внутри параллелепипеда, на боковых гранях которого размещены обмотки катушек поперечного градиента. Расчет градиентной системы проводился по методу неопределенных коэффициентов из условия наименьшего среднеквадратичного отклонения зависимости создаваемого поля в рабочей области от линейной.
Катушки градиентов запитывались через усилители тока, управляемые компьютером через контроллер. Система градиентов в стандартном режиме создавала градиенты 2 мТл/м (или около 1 кГц/см для протонного резонанса).
Разработка системы ВЧ-катушек. Конструкция ВЧ-катушек ЯМР/ДПЯ-томографа является одной из самых сложных частей томографа. Она должна выполнить 3 задачи: ЭПР-накачки, генерации и приема сигналов ЯМР. Из-за сложности взаимодействий между тремя ВЧ-катушками конструирование общей конфигурации катушек должно предшествовать конструированию отдельных катушек. Взаимодействие между катушками приводит к ограниченному выбору их возможных комбинаций.
Требования для отдельно взятой катушки могут противоречить некоторым требованиям к другим двум катушкам. Для того чтобы найти оптимальную конструкцию трех катушек, необходимо определить приоритеты для требований по каждой из них. Наиболее критична ЯМР-приемная катушка. При конструировании этой катушки минимальные уступки могут допускаться только относительно атрибутов, влияющих на отношение "сигнал/шум", определяемое добротностью катушки.
ЭПР-катушка имеет более высокий приоритет, чем ЯМР-передающая катушка, прежде всего из-за более высокой частоты ЭПР-облучения, большего проникновения ВЧ-мощности в исследуемый объект и более высоких расходов на усилители мощности. Для этой катушки важна способность производить циркулярное ВЧ-поле ЭПР, особенно для спиновых проб с низкими значениями ^12$. Высокая добротность имеет важное значение для катушки ЭПР, но только в определенной степени, так как на частотах ЭПР общая добротность катушки определяется в первую очередь потерями мощности ВЧ-поля внутри тела пациента.
ЯМР-передающая катушка может быть подвергнута наибольшему компромиссу. Для этой катушки самый высокий приоритет имеет хорошая однородность магнитного поля.
Взаимодействия между катушками должны быть минимизированы, чтобы уменьшить 3 основных негативных эффекта: снижение отношения "сигнал/шум", взаимное влияние передающей и приемной катушек ЯМР друг на друга и демпфирование ВЧ-поля ЭПР катушками ЯМР.
Конструирование системы ВЧ-катушек предполагает выбор числа катушек в системе, выбор их взаимного расположения и ориентации поля. Наряду с детальным конструированием отдельных катушек эти параметры определяют самые основные требования при конструировании ЯМР/ДПЯ-томографа. В числе рассмотренных конфигураций можно отметить следующие:
• три отдельные катушки;
• две катушки, одна из которых выполняет две функции;
• квазиотдельные катушки, имеющие общие части;
• одна двойная перестраиваемая катушка.
Каждая из этих конфигураций имеет определенные преимущества: отдельные катушки позволяют осуществить индивидуальную оптимизацию каждой из них по рабочей частоте, в то время как одна двойная перестраиваемая катушка или катушки с общими частями решают проблемы, связанные с взаимодействием между катушками. В настоящее время на практике чаще всего используется конфигурация, состоящая из двух отдельных катушек или трех отдельных катушек с линейно-поляризованными полями. Расположение катушек может быть выбрано следующим образом: ЯМР-приемная катушка размещается в непосредственной близости к исследуемому объекту для оптимизации отношения "сигнал/шум", резонатор ЭПР за ней, и ЯМР-передающая катушка является внешней катушкой трехкатушечной системы. Катушки ЭПР и ЯМР ВЧ-поля расположены перпендикулярно друг к другу и к полю ^0.
В разработанном авторами настоящей статьи томографе использованы датчики ЯМР (катушки индуктивности, выполняющие роль приемопередающих контуров, содержащие исследуемый объект) двух типов: цилиндрические в виде секционированного соленоида, ось которого перпендикулярна оси основного соленоида, и седлообразные, обмотка которых в виде овальных петель расположена на боковой поверхности цилиндра, коаксиального с основным соленоидом. Датчики первого типа имеют заметно большую чувствительность, но требуют извлечения из магнитной системы при смене объекта исследования. Они также непригодны для работы с экспериментальными животными.
Для улучшения экранировки и повышения стабильности настройки датчики жестко соединены с блоком предварительного усилителя. В последнем помимо малошумящего усилителя находятся коммутирующие и согласующие цепи, отключающие вход усилителя на время действия ВЧ-импульса и выход генератора на время приема сигнала ЯМР, а также согласующие выход генератора с приемным контуром. На переднюю панель усилителя выведены ручки настройки колебательных контуров датчика и согласующего устройства.
Разработка ВЧ-блока ЯМР-передатчика и ЯМР-приемника. Рабочая частота ЯМР-передатчика и ЯМР-приемника в разработанном ЯМР/ДПЯ-томографе составила около 300 кГц при В0 ~ 7 мТл. Требования к ЯМР-передатчику сопоставимы с требованиями к обычным магнитно-резонансным томографам: амплитуда высокочастотного поля В1 > 20 мкТл, неоднородность менее 5 %, ширина полосы пропускания более 200 кГц. Конфигурация ЯМР-передатчика ЯМР/ДПЯ-томографа в целом совпадала с конфигурацией ЯМР-передатчика обычного магнитно-резонансного томографа.
Как и в МРТ, ширина полосы пропускания ЯМР-приемника должна превышать 70 кГц, однако в отличие от МРТ реализация этого требования не является простой и понятной задачей. Ширина полосы пропускания равна отношению резонансной частоты к добротности Q. При низких резонансных частотах высокая добротность означает узкую полосу пропускания даже для катушек при комнатной температуре. Например, при Q = 400 и В0 = 8.5 мТл ширина полосы пропускания составляет менее 900 Гц. Для охлаждаемых катушек отношение ширины спектра сигнала к полосе пропускания резонатора может превышать 1000.
Основная проблема в разработке слабопольного ЯМР-приемника может быть сформулирована следующим образом: как снизить мощность потерь ВЧ-поля катушки так, чтобы эта мощность внутри исследуемого объекта стала доминирующей, и в то же время удовлетворить требование по полосе пропускания приемника и по шумовым характеристикам. Последнее трудно достичь даже при комнатной температуре катушки. При комнатной температуре отношение "сигнал/шум" для катушек можно улучшить используя Литц-проволоку и увеличивая число витков катушки. Для соленоидальной головной катушки диаметром 24 см и длиной 15 см, состоящей из 50 витков, выполненных из четырех параллельных Литц-проводов, добротность пустой катушки на частоте 400 кГц достигала 707, а при нагрузке исследуемым объектом падала до 590. Даже на этой частоте диэлектрические потери вносят заметный вклад в общий объем потерь, поэтому перестраиваемая емкость должна быть распределена в катушке.
Разработанный ЯМР-приемопередающий блок включает в себя:
• кварцевый генератор с делителем и схемой разделения каналов со сдвигом фаз на 90°;
• усилитель мощности ВЧ-импульсов;
• основной усилитель;
• формирователь опорного напряжения;
• синхронно-фазовый детектор.
Амплитуда ВЧ-импульсов на колебательном контуре датчика составила около 100 В, длительность импульсов в зависимости от выбранной программы и целей исследования -
50.. .200 мкс. Общий максимальный коэффициент усиления приемника 2 -105.
Разработка блока генерации ВЧ-поля для насыщения ЭПР-переходов. Выбор оптимальной частоты ВЧ-поля для насыщения ЭПР-переходов при конструировании ДПЯ-то-мографа определяется в основном не чувствительностью, а глубиной проникновения ЭПР ВЧ-поля в исследуемый образец или глубиной скин-слоя. Проникновение электромагнитного облучения в биологические образцы уменьшается обратно пропорционально частоте. Частоты выше 300 МГц имеют глубину скин-слоя меньше 5.6 см и поэтому не подходят для практических применений "in vivo", за исключением случая малых животных, например мышей. С другой стороны, при частотах ниже 300 МГц чувствительность ЭПР существенно снижается, однако это снижение сопровождается более высоким фактором заполнения, увеличением объема резонатора и глубины проникновения. Исходя из того, что проектируемая установка ЯМР/ДПЯ-томографа ориентирована на исследования "in vivo" малых животных типа мышей или крыс, в качестве компромисса между глубиной проникновения и чувствительностью принята частота ЭПР-облучения 50.200 МГц.
Требования, предъявляемые к блоку ЭПР-накачки, сильно зависят от свойств используемого контрастного агента. Требуемое значение индукции поля накачки B2 зависит от времен релаксации используемых свободных радикалов и так называемого фактора насыщения [7]. Для вещества с порядка 3 -10-12 с2 B2 > 5.6 мкТл. Однородность поля внутри пустой ВЧ-ЭПР-катушки должна быть лучше, чем 10 %.
Для снижения рассеиваемой мощности в исследуемом объекте следует использовать циркулярно поляризованное ВЧ-поле ЭПР для веществ с низким значением T1s72s [8]. 56
======================================Известия вузов России. Радиоэлектроника. 2011. Вып. 6
Конфигурация блока ЭПР-накачки достаточно проста, она состоит из синтезатора частот, усилителя мощности и резонатора.
Разработка контроллера ЯМР/ДПЯ-томографа. Учитывая, что для обеспечения работоспособности системы необходима синхронная работа множества устройств со строго согласованными по времени функциями, такими, как формирование импульсных последовательностей, генерация когерентных возбуждающих ЯМР- и ЭПР-сигналов, квадратурное детектирование, фильтрация и аккумулирование полученных данных, разработан универсальный контроллер (рис. 2) с ядром на микросхеме программируемой логики 4.
Контроллер управляется внешним компьютером через порт USB 2.0 1 и универсальную двухканальную систему преобразования USB-интерфейса 2. По этому каналу передаются последовательный сигнал управляющей программы и поток данных в компьютер. Контроллер имеет автономную систему инициализации и обнаружения ошибок, выполненную на сигнальном процессоре 3 аналогично реализации, описанной в [9]. Схема цифровой генерации ВЧ- и градиентных импульсов и квадратурного детектирования с фильтрацией 4 выполнена на одном кристалле FPGA-микросхемы семейства Xilinx Spartan. Конфигурация FPGA хранится во флеш-памяти 5. Внешние компоненты цифрового ядра представляют собой цифроаналоговые преобразователи (ЦАП) для ЯМР- и ЭПР-возбуждений 7, фильтры гармоник сгенерированных радиочастотных сигналов 8, буферные усилители 9, ЦАП кодирующих градиентных сигналов 10 и аналого-цифровой преобразователь (АЦП) для оцифровки эхосигналов ЯМР-томографического изображения 11. Тактирование системы осуществлялось при помощи сверхстабильного термокомпенсированного кварцевого генератора 6. Контроллер получился компактным, выполненным на одной печатной плате, создающим минимальное количество внешних ВЧ-помех и обладающим высокой надежностью.
Рис. 2
ПК с помощью специальной программы выдает команду контроллеру, который вырабатывает:
• последовательность ВЧ-импульсов с заданными длительностью и фазой заполнения;
• последовательность импульсов градиентного магнитного поля по трем координатам с заданными амплитудой и длительностью;
• открывающий импульс (строб) для приема данных с цифрового синхронно-фазового детектора,
а также передает данные с выхода этого детектора в память ПК, обрабатывающего принятый сигнал ЯМР, дешифрирующего заключенную в нем пространственную информацию и представляющего ее в наглядном виде на экране монитора.
Таким образом, авторами настоящей статьи спроектирован и разработан уникальный слабопольный ЯМР/ДПЯ-томограф для молекулярной магнитно-резонансной диагностики.
Список литературы
1. Overhauser instrumentation: similarities with and differences from MRI / T. Claasen-Vujcic, H. Borsboom, E. Konijnenburg et al. // Phys. med. biol. 1998. Vol. 43. P. 1863-1875.
2. Radio frequency continuous-wave and time-domain EPR imaging and Overhauser-enhanced magnetic resonance imaging of small animals: instrumental developments and comparison of relative merits for functional imaging / S. Subramanian, K. Matsumoto, J. B. Mitchell, M. C. Krishna // NMR biomed. 2004. Vol. 17. P. 263-294.
3. A readout magnet for prepolarized MRI / P. Morgan, S. Conolly, G. Scott, A. Macovski // Magn. reson. med. 1996. Vol. 36. P. 527-536.
4. Design, construction and use of a large-sample field-cycled PEDRI imager / D. J. Lurie, M. A. Foster, D. Yeung, J. M. S. Hutchison // Phys. med. biol. 1998. Vol. 43. P. 1877-1886.
5. Оптимизация аксиальных резистивных магнитных систем для ЯМР-томографии / В. В. Фролов, А. П. Верещагина, Н. Ю. Емельянова, И. С. Подкорытов // Магнитный резонанс. XII Всесоюзная школа-симпозиум, Кунгур, 30 сент. - 6 окт. 1991. Пермь: Изд-во Пермск. гос. ун-та, 1991. С. 154.
6. Norris D. G., Hutchison J. M. S. Concomitant magnetic field gradients and their effects on imaging at low magnetic field strengths // Magn. reson. imaging. 1990. Vol. 8. P. 33-37.
7. Alecci M. Lurie D. J. Low field (10 mT) pulsed dynamic nuclear polarization. // J. of magnetic resonance. 1999. Vol. 138. P. 313-319.
8. Roschmann P. Radiofrequency penetration and absorption in the human body: limitations to high-field wholebody nuclear magnetic resonance imaging // Med. phys. 1987. Vol. 14. P. 922-927.
9. Калашников, И. А., Грунин Л. Ю., Леухин А. Н. Генератор фазоманипулированных сигналов // Вестн. Марийского гос. технич. ун-та. Сер. "Радиотехнические и инфокоммуникационные системы". 2010. № 3. С. 67-75.
Yu. V. Bogachev, V. Z. Drapkin, M. N. Knyazev, Yu. S. Chernenko Saint-Petersburg state electrotechnical university "LETI" V. V. Frolov
Saint-Petersburg state university L. Yu. Grunin
Mari state technical university
Principles of transmission, reception and signal processing systems for low-field magnetic resonance imager design and development
Principles of the low-field NMR/DNP imager units and schematic diagram design are discussed. The design of the magnetic system is performed; the NMR/DNP Scanner key hardware requirements are discussed. The functional diagram of NMR/DNP imager universal controller is presented.
Magnetic resonance, nuclear magnetic resonance, magnetic resonance imaging, dynamic nuclear polarization, electron paramagnetic resonance
Статья поступила в редакцию 14 апреля 2011 г. 58
