3-1 系統架構介紹
實驗的量測系統是由先前之系統改造而來，如圖 3.1 所示，硬體結構主要 更動了兩點：1.將原本的接收線圈（pick-up coil）由原本的法拉第線圈改成 了梯度計（Gradiometer）的設計。2.為紀錄外界磁場變化，在屏蔽箱外側增加 了磁通閘（fluxgate）。
實驗的程序控制是由以 Labview 編輯之程式、配合 DAQ 卡控制各週邊儀器 來完成。實驗所需控制之主磁場（B0）、XYZ 方向梯度磁場（Gx、Gy、Gz）、Y 方 向補償磁場（Bc）、激發磁場（B1）、預極化線圈（Bp）之電流等，皆由程式經 由 DAQ 卡控制；待測物被激發後產生的訊號，由接收線圈接收，再由輸入線圈
（Input coil）耦合至 SQUID，訊號藉由互感的方式傳到 SQUID，由 PCI-100 輸 出，後經過濾波放大器，再由 DAQ（Data Acquisition ,DAQ）卡擷取，進入電 腦。
實驗中用於提供預極化磁場的水冷預極化線圈，通以 1 安培的電流可產生 310 高斯的磁場強度（線圈中心位置），以線徑 0.7mm 之銅線繞成，其內徑為 36mm，高為 40mm，參圖 3.2。
圖 3.1 可攜式低磁場核磁共振之系統架構與實驗流程概要。
圖 3.2 水冷預極化線圈。內徑為 36 mm，可提供 310 Gauss/A 之磁場。
3-2 使用磁通閘以進行主磁場之修正
本系統的主磁場是由地球磁場與外加磁場相疊而成，由於地磁本身會變動 的關係，主磁場的頻率並不會像在屏蔽屋內一樣保持定值。在我們的實驗場所，
此飄移值的範圍約為10 Hz左右，因為每筆資料中心頻率都不一樣，其頻譜平均 中不同筆資料的峰值將出現在不同頻率上，而使得其平均頻譜的SNR提升效果變 差，示意圖見圖3.3。
圖 3. 3 中心頻率漂移時，將導致頻譜平均結果不理想。
為了克服磁場漂移導致多次平均時，無法確定其實際中心頻率的問題，我 們增加了磁通閘（fluxgate）來記錄每次實驗的外在磁場變化，並以 Labview 製作了分析程式，來對每次的NMR結果做修正，見圖3.4。
圖3. 4 磁通閘紀錄之電壓值與中心頻率之分析程式介面。工作順序如下：由(a) 圖所擷取之FID資料，經過快速傅立葉轉換成為(b)的頻譜圖，程式設計成自動 抓取頻譜之最大值，即我們此次量測的中心頻率(A)。 (c)圖為該筆資料的磁通 閘紀錄電壓值，將相對應的時間內的數值進行平均，作為我們的磁通閘的電壓 代表值（B）。 (d)圖將每一筆資料的(A)與(B)畫在圖上，並進行線性fitting，
找出相對應的斜率（slope）與截距（intercept），顯示在(e)。
若想利用磁通閘來紀錄主磁場變化，最好的位置當然是放在待測物旁邊，
可保證磁通閘量測之電壓與主磁場為線性關係。但因為磁通閘有金屬部件，且 可能會記錄到預極化線圈產生的磁場，可能會造成量測上的干擾或非理想情 況，因此我們將磁通閘固定在屏蔽箱的外側（參圖3.5），避免干擾實驗量測結 果。雖然磁通閘所量測到之訊號並非主磁場之大小，但仍有某種關連，我們假 設其為線性關係。記錄主磁場方向(系統Z軸方向)的磁場變化，以此作為校正依 據。在實際應用上，磁通閘量測到的電壓大小並非總是跟主磁場一致。
(a) (b)
圖3.5 (a)磁通量閘(fluxgate)。(b)磁通閘置於屏蔽箱外側，紀錄Z軸方向電 壓變化。
欲使用此方法來進行校正，我們必須在每次實驗之前量測水的樣品多次（在 我們的系統目前是平均是40次）作為標準，並同時擷取磁通閘量測到的電壓值。
在分析時，將資料中擷取到的電壓進行平均，並與該筆資料的頻譜圖的中心頻 率相對照，即可得到磁通閘量測到的電壓與外界磁場變化的關係式。因此可得 到一相對應的斜率與截距。在分析後續量測資料時（亦須擷取當時的磁通閘電 壓值），再將此時得到的斜率與截距代入，即可進行FAA與TFAA的修正，例圖見 圖3.6。
圖 3.6 磁通閘電壓訊號與中心頻率之作圖。如圖，藉由軟體對多個磁通閘-中 心頻率的資料點進行線性 fitting，可得到該直線的斜率與截距，便可利用進行 NMR 程序時量測到的磁通閘電壓值來反推當時的中心頻率為多少。例：Resonance frequency = 420.2 × (Fluxgate output) + 2354.8，若 fluxgate output 為 4.57V，則可推知中心頻率為 420.2 × 4.57 + 2354.8 = 4275.114 Hz。
3-3 配合磁通閘進行 FAA 與 TFAA 之修正
在本系統中，我們將磁通閘與頻率調整平均（Frequency Adjusted Averaging,FAA）與時域頻率調整平均（Time-domain Frequency Adjusted Averaging, TFAA）兩種方法結合，試圖提升平均後頻譜的品質。兩種方法的主
因此便可藉由改變ω2將NMR頻譜訊號移到相同的頻率並作平均，此種方法稱 之為時域頻率調整平均(Time-domain Frequency Adjusted Averaging, TFAA)。
在我們的系統當中，我們取的是cos[(ω1 - ω2)
t
+θ]這一項，將(ω1 - ω2)取 為定值，而ω1之值為磁通閘量測到的電壓值所推算出來的中心頻率之值，ω2則 配合ω1變動，使(ω1 - ω2)這一項能為定值，以此便能將數筆量測資料之中心 頻率對到某一特定頻率上。在TFAA的方法中，背景雜訊因為是隨機變動的，在 頻譜上會逐漸逼近零；而待測樣品的相位θ值，因為是受我們的實驗程序控制 的關係，將落在特定之值，故不會抵消。藉由增加平均之次數，可使背景雜訊 不斷下降，進而提高SNR值。在我們的實驗當中，因為腫瘤的訊號非常小，以FAA的方式將無法在頻譜上 看出，故皆採用TFAA的方式，利用多次平均壓低背景雜訊，以觀察實驗之結果。
圖 3.7 有無使用頻率調整平均的比較。
3-4 梯度計
在量測的過程中，我們發現即便沒有放入任何待測物（no sample），仍然 會量到訊號，且訊號跟磁化飽和的腫瘤細胞沒有明顯地區別，這代表，若不消 除此訊號，則無法準確的量測腫瘤的訊號大小。為確定此訊號的來源，我們比 較了預極化線圈有水跟無水的情況，發現訊號的來源確實是預極化線圈外圍的 散熱用循環水所導致。若不使用水循環來幫助預極化線圈散熱，量測一次 T1（Bp 電流 3A 下，進行 120 次單次脈衝程序）Bp 線圈內側溫度約會上升 15℃。故此，
在兼顧維持溫度恆定與安全及方便的考量之下，必得設法排除循環水的訊號，
方能正常的進行量測。
因此，我們採用了梯度計的設計，來取代原本的磁量計，其架構如圖 3.8。
將兩個線圈上下交疊，但是方向反接，使得上下線圈量測的訊號能夠互相抵消。
將梯度計放入預極化線圈中，因為上下兩線圈都會接收到循環水的訊號，則此 部分可以互銷抵銷。後再將待測物放入上方的線圈中，此時僅有上方的線圈會 接收到樣品的訊號，但下方的線圈卻沒有，因此可在消除循環水訊號的情況下 量測到樣品的訊號，但仍保有水冷循環降溫的優點。又，為了使下方線圈不會 接收到上方樣品的訊號，上下線圈亦得相隔一段距離，在本系統中的上下兩線 圈的距離是 11 mm。
圖 3.8 (a) 方向相反的兩個磁量計。(b) 相接後上下兩個線圈擷取到的背景訊 號將會抵消。（c）僅在上方線圈內放入待測物，樣品訊號不會抵銷，但背景訊 號會抵銷。
3-5 梯度計之最佳化
為確保梯度計的量測效果，一樣必須經過最佳化的動作。主要概念為：比 較不同層數的梯度計的在相同量測條件下的 SNR 值，並取 SNR 最佳的層數做為 我們最終使用的版本。最佳化後我們發現 SNR 最好的是單一線圈 4 層，單層 38 匝，雙邊 304 匝的梯度計。其尺寸為內徑 12 mm，高 20 mm，所使用的漆包線其 線徑為 0.45 mm（見圖 3.9）。在 Bp = 930 高斯，TBp = 2 秒的條件下，量測 2 ml 的 DI water，平均 20 次，其 SNR 約為 38。（參圖 3.10、11）
圖 3.9 梯度計成品尺寸圖。
圖 3.10 SNR 例圖。訊號(signal)取中心頻率處強度最大值。雜訊(noise)則取
(a) (b)
圖 3.11 (a)梯度計最佳化不同層數 SNR 值。其中原線圈為原本使用之磁量計。
(b) 將(a)做圖。每一層為 38 匝，最佳為 4 層 152 匝。
又，為確保梯度計放入預極化線圈後，能確實的消除水的訊號，一樣必須 對梯度計的位置作最佳化的動作。程序為在無放置樣品的情況下，進行核磁共 振實驗，給予的預極化磁場大小為 930 高斯，預極化時間為 2 秒，每筆資料為 20 筆平均。比較量測到的循環水訊號大小。比較了幾個不同位置的情況後，發 現梯度計放在最底部的地方（距底部 0 mm），循環水的訊號是最小的（抵銷的效 果最佳），見圖 3.12。將完成了的梯度線圈放入系統內，在無樣品的狀態下，進 行給予不同預極化時間之測試，其結果如圖 3.13，可看見有明顯之改善。
(a) (b)
圖 3.12 (a)梯度計與水冷線圈底部距離示意圖。 (b)使用梯度計量測距底部不 同距離之循環水訊號。
圖 3.13 使用法拉第線圈與梯度計，給予不同預極化時間，測量背景值（循環
3-6 主磁場之更換
在之前的研究中，我們都是選用 1 高斯的主磁場，但並未確認現在所用的 SQUID 的最佳主磁場是否為 1 高斯，為尋求提升系統之 SNR 值之可能，我們進行 了小範圍的主磁場的最佳化工作。我們比較了對應不同頻率之主磁場：4350 Hz
～ 9350 Hz，間隔約 1000 Hz，量測該條件下同樣樣品（DI water 2ml）之 SNR 並進行比較（圖 3.15），關於 SNR 之取法請參圖 3.14。
在實驗中，我們發現雜訊的確如同預期的下降，但訊號大小卻也以不同的 比例下降了，因此 SNR 值上升到一個程度後也開始往下掉。最後我們選定 6350 Hz
（約為 1.5 高斯）為之後實驗的主磁場，SNR 值則較之前採用 4350 Hz 為中心 頻率時提升約 70％。
圖 3.14 SNR 之定義。訊號(signal)取中心頻率處強度最大值。雜訊(noise) 則取中心頻率往左 50 Hz 處之平均。SNR = Signal / noise 。
(a) (b)
(c)
圖 3.15 (a)不同共振頻率下量測相同樣品（DI water，2 ml），平均 20 次之 訊號值。 (b) 不同共振頻率下量測之背景雜訊（no sample），皆取在（中心頻 率-50）Hz 處。 (c) 將(a)、(b)相除所得之訊雜比（SNR）。
第四章、實驗數據與討論
圖 4.1 單發脈衝 NMR 之波序。
在接下來的量測當中，所有的預極化時間皆固定為 0.15、0.2、0.25、0.3、
0.35、0.4、0.45、0.5、0.6、0.7、0.8、1.0 秒等 12 個點，如此的間隔設計，
是為了捕捉腫瘤與正常組織從未飽和到飽和的變化，故 0.5 秒前的時間間隔較 短，其後間隔則拉長。每個預極化時間的資料點皆為 100 次 NMR 的平均，脈衝
（B1）開啟時間為預極化線圈關閉後 0.025 秒，脈衝長度為 20 ms，預極化磁場 大小為 930 Gauss。FID 的分析時間則是預極化線圈關閉後 0.055~0.105 秒，長
（B1）開啟時間為預極化線圈關閉後 0.025 秒，脈衝長度為 20 ms，預極化磁場 大小為 930 Gauss。FID 的分析時間則是預極化線圈關閉後 0.055~0.105 秒，長