低場核磁共振系統最佳化及應用研究
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(2) 摘要 在低場磁振造影中，由於磁共振訊號在低場下的訊雜比(Signal to Noise Ratio, SNR)較差，因此我們結合預先極化技術以及超導量子干 涉元件(Superconducting quantum interference device, SQUID)以提高低 場下磁共振系統的訊雜比。然超導量子干涉元件在低溫輸入線圈的調 整上，受限於 SQUID 必須經過繁瑣的回溫動作才可以進行最佳化， 使得在低溫中的輸入線圈較難做最佳化的動作。在本研究為了克服上 述的困難，於測試前先模擬，計算最佳線圈匝數範圍後，再準備多組 的輸入線圈，使得 SQUID 可在不需完全回溫的狀態下，進行線圈最 佳化的測試，將系統核磁共振訊號的訊雜比提升 16.2 %。此外預先極 化技術，過去因開關電路可承受電流的限制僅為 3.7 安培，故本研究 將原電路改良使承載電流提升至 7 安培，使預極化磁場由 684 高斯大 幅增加至 1197 高斯，使得核磁共振訊號的訊雜比也大幅提升了 109 %。 隨著以上的最佳化過程在三維造影解析度也進一步提升至 2 mm mm. 2 mm。. 關鍵字: 低場磁振造影、磁通轉換、預先極化技術. 2.
(3) 目錄 第一章 緒論 ....................................................................................1 第二章 實驗原理 ............................................................................3 2-1 核磁共振原理 ................................................................3 2-2 核磁共振造影原理 .......................................................10 第三章 實驗架構及方法 ..............................................................14 3-1 低場核磁共振系統架構介紹 ......................................14 3-2 磁通轉換輸入線圈最佳化 ..........................................15 3-3 預極化磁場開關電路之改進 ......................................18 第四章 實驗結果與討論 ..............................................................21 4-1 磁通轉換輸入線圈最佳化之訊雜比比較 ..................21 4-2 磁通轉換輸入線圈最佳化之造影比較 ......................26 4-3 提高預極化磁場之訊雜比比較 ...................................28 4-4 提高預極化磁場之造影比較 .......................................30 4-5 系統造影三維解析度分析 ..........................................32 第五章 結論 ..................................................................................34.
(4) 圖目錄 圖 2.1 (a)無外加磁場下，原子核磁矩指向任意方向 (b) 給 一外加磁場 B0 時，磁矩沿磁場方向或反方向排列 ......6 圖 2.2 由 Boltzmann 分布得知自旋向上之低能量磁 分布居量. 較多，所以淨磁矩 M 會順著靜磁場 B0 的方向 ............7 圖 2.3 給一脈衝 B1 後，淨磁矩開始偏移 ..................................7 圖 2.4. T1 及 T2 遲緩時間示意圖 .................................................8. 圖 2.5 核磁共振實驗所量測到之自由感應衰減 FID 訊號。 ...8 圖 2.5 (a)樣品中包含三個小的不同區域，其中含有氫的自旋密 度(b)在相同的磁場強度下，樣品中三個不同區域所對 應的頻譜只有一個峰值 ..................................................11 圖 2.6 一維梯度磁場沿著 B0 磁場的ｘ軸方向做變化，表示 場在ｘ 方向上增加 ........................................................11 圖 2.7 (a)對樣品施加梯度磁場(b)樣品中的三個區域感受到不 同的磁場，核磁共振頻譜會得到兩個峰值 ..................12 圖 2.8 (a)在不同角度施加一維梯度磁場，並記錄每個角度的核 磁共振頻譜(b) 分析核磁共振頻譜並反投影還原出 品在實際空間上的分佈影像 ..........................................12 圖 2.9 核磁共振造影中所使用之波序 ......................................13.
(5) 圖 3.1 低場核磁共振系統 ..........................................................14 圖 3.2 磁通轉換線圈組 ..............................................................17 圖 3.4 原預極化磁場開關電路圖 ..............................................19 圖 3.5 可乘載高電流之預極化磁場開關電路 ..........................20 圖 3.6 在 633 Gauss 與 1197 Gauss 下之電壓歸零之延遲時間 .............................................................................................20 圖 4.1 不同輸入線圈匝數及 SQUID holder 由左至右分別為 315、 408、540、612 及 765 匝 ..................................................22 圖 4.2 核磁共振實驗波序 ..........................................................23 圖 4.3 不同輸入線圈匝數之核磁共振訊號 ..............................23 圖 4.4 不同輸入線圈匝數之訊雜比 ..........................................24 圖 4.4 訊雜比頻譜分析取法示意圖(a)訊號取法(b)雜訊取法 .24 圖 4.6 10 毫升去離子水原系統與輸入線圈最佳化後的核磁 振訊號 ..............................................................................25 圖 4.7 (a)原系統與輸入線圈(b)最佳化後之頻譜及訊雜比 .....25 圖 4.8 測試樣品英文字母 E .......................................................27 圖 4.9 原系統與輸入線圈最佳化後之 Gradient echo 頻譜及 雜比 ..................................................................................27 圖 4.10 (a)原系統與輸入線圈(b)最佳化後之造影結果及訊雜比 .............................................................................................27.
(6) 圖 4.11 各預極化磁場下之核磁共振訊號 ..................................29 圖 4.12 各預極化磁場下之訊雜比 ..............................................29 圖 4.13(a)預極化磁場 507 Gauss 與(b)1197 Gauss 之 Gradient echo 頻譜及訊雜比 ............................................................31 圖 4.14 (a)預極化磁場 507 Gauss 與(b)1197 Gauss 之造影結果及 訊雜比 .................................................................................31 圖 4.15 (a)樣品示意圖(b)樣品成像結果 ......................................33 圖 4.16 不同樣品液面高度之訊雜比分析比較 ..........................33.
(7) 第一章 緒論 1930年代，Isidor Rabi發現在磁場中的原子核會沿磁場方向成正 向或反向有序平型排列，而施加RF無線電波(Radio Frequency)之後，原 子核的自旋方向發生翻轉。這是人類關於原子核與磁場及外加射頻場 相互影響的最早認識。由於這項研究，Isidor Rabi於1944年獲得了諾 貝爾物理學獎。而人類最初對核磁共振現象的認識是在1946年，Felix Bloch和Edward Mills Purcell 兩人，將質子數與中子數為奇數的原子 核的原子至於磁場中，再加以特定頻率RF電波後會發生原子核吸收 射頻能量的現像，為此他們兩人獲得了1952年的諾貝爾物理學獎。 在醫學應用方面，醫學家發現水分子中具有奇數原子核的氫原子 可產生磁共振現像並利用這個理論或許人體內水分子分佈的訊號從 而繪製出人體內部組織結構。在 1969 年，紐約州立大學南部學中心 透過射核磁共振弛緩時間成功將小鼠癌細胞與正常組織分開來。並開 啟了核磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging ,MRI)在醫學上的應 用。 在核磁共振系統中依據主磁場的強度，可分為低場(<0.5 Tesla)、 中場(0.5 T 至 1 T)、高場(1 T 至 2 T)及超高場(>2 T)。而醫院裡常使 用的 MRI 系統通常為高場或超高場，其需要很高電流來增強磁場， 且須使用超導線圈及液氦維護，故儀器設置維護造價昂貴；若核磁共 1.
(8) 振實驗進行於低磁場下，不需要強大的磁場，便能降低造價及維護成 本，此外可降低化學位移與磁化率不同所造成的影響，在 T1 權重上 低場核磁共振也表現的比高場來的好。在影像解析度上因低場磁共振 的訊號強度遠小於傳統的高場系統，故低場系統可藉由使用極化氣體 或預先極化場（pre-polarization field ,Bp)的技術來增加訊號強度，預 先 提 高 待 測 樣 品 的 磁 化 量 [1-9]， 此 外 再 加 入 超 導 量 子 干 涉 元 件 (superconducting quantum. interference device , SQUID) [10-20]來取. 代傳統的法拉第線圈作為磁場感測器接收訊號[21-29]，並降低雜訊進 而 提 高 訊 雜 比 (SNR) 。 而 我 們 選 擇 的 高 溫 超 導 量 子 元 件 (High-Tc Superconducting quantum. interference. device)其維護成本相較於需. 要用液態氦維護的低溫超導量子干涉元件(Low-Tc Superconducting quantum interference. device) [30]，高溫超導量子干涉元件只需要液. 態氮來維護這個選擇這也降低了整個系統維護成本並利於未來產業 化的可能性。. 2.
(9) 第二章 實驗原理 2-1 核磁共振原理 根據量子物理原理原子核與電子一樣，也具有自旋角動量而核磁 共振的基本原理則是應用原子核自旋(Spin)的特性，在外加磁場下會 有能接分裂現象而發展出來的。根據量子力學原理原子核為一帶電粒 子，其自旋時會產生磁矩 μ (Magnetic dipole moment)，則 μ 正比於角 動量 J 而比例常數 γ 稱之為迴旋磁比(gyromagnetic ratio)，依不同原子 則有不同的迴旋磁比，如表 1，其中角動量 J 也可以用其自旋量子數 I 來表示，其關係式為:. h μ γJ γ I γ I 2π . 其中 h 為普朗克常數、 I 為自旋量子數、 γ 為旋磁比[31]。 在無外加靜磁場下，原子核的極偶極矩呈現不規則分部(random distribution)，如圖 2.1(a)，因此整個物質會看其來沒有磁性。但我們 加上一外加磁場我們稱之為 B0(static field)，則這些磁偶極與外加磁場 作用後的結果，會產生排列上的改變，如圖 2.1(b)。當 B0 之方向為 z 方向，即. μz γmI . m I 為磁量子數(Magnetic quantum number)，其值有 2I+1 個，即 mI I,I 1, ,0, I 1, I 3.
(10) 舉例來說，1H 之自旋量子數為 1/2 其原子核的能階，所以一個氫原子 具有兩個能階分別為-1/2 及+1/2。而因原子核的不同當其質子數與中 子數均為偶數時，自旋量子數為 0，所以自旋粒子的 spin-up 和 spin-down 會相互抵消而無法產生核磁共振訊號;質量數為奇數的原子 核其自旋量子數為半整數，如氫原子核，而在無外加磁場下這兩個量 子態能量相同，因此無法得核磁共振，但若加入一外加磁場後，此兩 個兩子態會分裂行成一能量差，而自旋磁矩能量 E 為 E B0 z B0 mI B0. 上述舉例的氫原子核擁有兩個不同自旋狀態能量差而跟據 Boltzmann 分布定律可知，在低能階的磁矩之分布居數(population)會比高能量高， 即. E exp N kT s N. ΔE 為自旋磁矩相反方向的能量差，T 為自旋系統的溫度(凱式溫度) 而 k 是 Boltzmann 常數,1.3805x10-23J/Kelvin。 而在這分布居數向上自旋的磁矩較多的狀態下，會造成淨磁場 (net magnetization)在 z 方，如圖 2.2，在此時施加一與原子核之進動 頻率相同的 RF 電波在我們稱之為 B1 脈衝，將磁矩偏移至 x 軸與 z 軸成 90˚垂直此時我們稱為 90˚脈衝，如圖 2.3。而偏移角的角度與 開啟持續時間及強度有關，即， 4.
(11) B1t 而當脈衝關閉後，磁矩又會受到外加磁場 B0 的影響沿著 z 軸做進動 回到平衡態(z 軸)。而在這原子核做進動回到平衡態的過程中，主要 是有兩個互相獨立的分量 :z 軸的分量回復稱之為自旋晶格遲緩 (spin-lattice relaxation)，其弛緩時間常數稱為 T1，;而在 x-y 分量上的衰 減稱為自旋自旋弛緩(spin-spin relaxation)，奇弛緩時間常數稱為 T2。 其磁化量變化如圖 2.4 其關係式為 Mz (t)=M0(1-e-t/T1) Mxy(t)=M0(e-t/T2) 此磁化量的軌跡會產生出一個在 xy 平面上看起來是一個震盪且會因 自旋的失相而衰減的訊號，而這訊號我們稱為自由感應衰減訊號(Free induction decay,FID)，如圖 2.5。而將此自由感應衰減訊號做傅立葉轉 換(Fourier Transformation)後即可得到核磁共振之頻譜訊號，如圖 2.6。. 5.
(12) 表 1 常用之 1H, 13C, 19F, 31P, 14N, 23Na 等原子核的旋磁比值 原子核 1. H. 13. C. 自旋量子數 I. 旋磁比(MHz/Tesla). 1/2. 42.58. 1/2. 10.71. 19. F. 1/2. 40.05. 31. P. 1/2. 11.26. N. 1. 3.08. Na. 3/2. 11.27. 14 23. (a). (b). 圖2.1 (a)無外加磁場下，原子核磁矩指向任意方向 (b) 給予一外加 磁場B0時，磁矩沿磁場方向或反方向排列. 6.
(13) 圖2.2 由Boltzmann分布得知自旋向上之低能量磁 分布居量較多，. 所以淨磁矩 M 會順著靜磁場B0的方向. 圖2.3 給一脈衝B1後，淨磁矩開始偏移 7.
(14) 圖2.4 T1及T2 遲緩時間示意圖. 圖2.5 核磁共振實驗所量測到之自由感應衰減FID訊號。. 8.
(15) 圖2.6 核磁共振FID訊號經過傅立葉轉換後得到的頻譜訊號. 9.
(16) 2-2 核磁共振造影原理 磁共振造影( Magnetic Resonance Image, MRI )是由核磁共振原 理所發展而來，而根據核磁共振原理之諧振方程式得知一個自旋磁矩 之共振頻率與磁場成正比，方程式如下. B0. (2.10). 假使一個樣品裡有三個小的不同區域，其中含有氫的自旋密度，如圖 2.5(a)，當這些樣品得自旋只受淨磁場 B0 影響則我們只會得到單一頻 率的訊號，如圖 2.5(b)。假設每個區域的自旋感受到的是不同的磁場， 我們便可以對不同位置的樣品進行頻率上的編碼並得到各對應的強 度關係，因此我們利用各方向的梯度線圈得到空間中磁若一梯度磁場 延著系統的 x 軸方向做頻率上的編碼表示磁場在 x 方相上增加，如圖 2.6，其中向量的長度表示其磁場大小。而在系統裡我們分別有 Gx、 Gy 及 Gz。當我們將一梯度磁場施加於上述的例子，樣品中的三個區 域會感受到不同的磁場大小，並在核磁共振頻譜中得到兩個不同頻率 的峰值，如圖 2.7。因此此時共振頻率一磁場強度的變化會依照此公 式改寫. ( B0 xGx ) x 是樣品距離梯度中心之距離，Gx 是 x 方向的磁場強度。接著依照所 想要拍攝的平面選擇其維度並經由不同角度的核磁共振頻譜圖建構 10.
(17) 出一個完整 360 度的影像圖，而此方法稱之為反投影成像(Back Projection Imaging) [32]，其實驗系統設定波序如圖 2.9。 (a). 圖2.5. (b). (a)樣品中包含三個小的不同區域，其中含有氫的自旋密度(b) 在相同的磁場強度下，樣品中三個不同區域所對應的頻譜只 有一個峰值. 圖2.6 一維梯度磁場沿著B0磁場的ｘ軸方向做變化，表示磁場在ｘ 方向上增加. 11.
(18) (a). (b). 圖2.7 (a)對樣品施加梯度磁場(b)樣品中的三個區域感受到不同的 磁場，核磁共振頻譜會得到兩個峰值 (a). (b). 圖2.8 (a)在不同角度施加一維梯度磁場，並記錄每個角度的核磁共 振頻譜(b) 分析核磁共振頻譜並反投影還原出樣品在實際空 間上的分佈影像. 12.
(19) 圖2.9 核磁共振造影中所使用. 13.
(20) 第三章 實驗架構及方法 3-1 低場核磁共振系統架構介紹 本系統磁共振系統架構如圖 3.1，其中包含為了提高樣品磁化量 的預極化線圈(Bp coil)、一組淨磁場線圈(B0 coil)、為了補償環境磁場 不均勻及提供造影需求的三個不同維度之梯度線圈，因為是低場的系 統所以地球磁場對於磁共振的背景磁場也會有相當的影響，因此系統 也設計了一個專為補償地球磁場的線圈(Bc coil)，最後再利用電腦透 過 DAQ 介面卡控制各線圈的磁場大小。 而我們的接收訊號是利用接收線圈(pick-up coil)及輸入線圈(Flux coupling coil)兩線圈組合於樣品及SQUID端。SQUID接收到的訊號經 由PCI-100(Star Cryotronics)傳送至數位濾波器做濾波放大再由DAQ 卡將訊號擷取出來，最後在利用電腦做訊號分析處理。 系統主體. 系統電路與訊號處理. Al shielded cylinder. Dewar SQUID Data acquisition. Amplifier & filter. Wave generator. Computer. GPIB. Bo,Bc Power supply. SQUID electronic. Power amplifier. B1,Gx,Gy,Gz coils. Gy coil Gx coil. Pick-up coil Sample. Bp coil Flux coupling coil Bc coil Superconducting vessel. Bp Power supply & relay. Bo,Bc coils Bp coils. Al shielded box. Gz coil. B0 coil. y. B⊥ = Bearth,⊥ + Bcompensation = 0 B// = Bo + Bearth,// ≒ 100 μ T. x. 圖3.1 低場核磁共振系統. 14. z.
(21) 3-2 磁通轉換輸入線圈最佳化 因 超 導 量 子 干 涉 元 件 (superconducting quantum. interference. device , SQUID)為磁的敏感量測元件其可量測的最低磁場為5×10−18 Tesla，因此我們將他應用在我們的系統上以取代傳統的法拉第線圈 作為磁場感測器接收訊號。而我們將待測物放置在接收線圈，在磁矩 做進動的過程中接收線圈因電磁感應原理（Electromagnetic induction） 受到磁場隨著時間產生的變動而產生感應電動勢ε，即:. 其中ε感應電動勢，N為線圈匝數，φb為穿過線圈迴路的磁通量。 而後我們再設計一組SQUID輸入線圈與接受線圈形成封閉的迴路， 而因接收線圈端所感應到感應電動勢會產生感應電流，而電流再流向 SQUID輸入線圈端,並產生一個磁場,由SQUID偵測到訊號,而這個方 法我們稱之磁通轉換[33-35]。 而本系統架構利用磁通轉換方法得到核磁共振訊號。我們的訊號 感應強弱又相依於系統的接收線圈與 SQUID 端的低溫輸入線圈，如 圖 3.2，右方為接收線圈左方為 SQUID 端輸入線圈。 首先，我們先利用 Tadayuki Kondo 團隊[36]所提出的磁場轉換 比例公式，方程式如下. Li n pa p Bi 2 2 BP n a 2 ( R 15 i i p Ri ) (L p Li ) 2.
(22) Bi 為輸入線圈所感應的磁場，Bp 為接收線圈所感應的磁場，L 為線圈 的自感量，n 為線圈匝數，a 為線圈的半徑，ω 為角頻率。 我們帶入原本的接收線圈參數，其半徑為 1.5 cm、電阻為 2.53 Ω、 匝數為 308 匝、自感為 2.3 mH 而輸入線圈的半徑為 1.25 cm，又電阻 正比於線圈匝數，自感值則對線圈匝數二次方成正比，藉此我們就可 以估算出不同輸入線圈匝數下磁通轉換的估算結果如圖 3.3，而從結 果得知輸入線圈匝數在 400 時 Bi/Bp 會有最大值。 在實驗過程中，必須更換不同的輸入線圈，所以需要反覆的讓 SQUID 離開液氮捅，由於 SQUID 必須保存於 77K 低溫下或是透過回 溫的手續才能更換我們的線圈。於是我們做了另一組 SQUID Holder 與準備另一個裝滿液氮的杜瓦桶，當我們完成一組輸入線圈特性量測 後可以直接更換 SQUID Holder 並將 SQUID 放置於準備好的另一個杜 瓦瓶，以跳過 SQUID 回溫至室溫這個步驟使實驗進行更流暢且降低 SQUID 回溫的風險。隨後我們在利用電容並聯線圈調整各個匝數的 共振頻率，公式如下. 最後在量測各不同匝數的條件下其 10 毫升的水之核磁共振訊號，並 分析其訊雜比。. 16.
(23) 圖3.2 磁通轉換線圈組. 4 3.5 3. 2.5 2 1.5 1 0.5. ni = 400 時 Bi/Bp有最大值. 0 0. 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000. ni 圖 3.3 輸入線圈匝數與 Bi/Bp 比例之關係圖. 17.
(24) 3-3 預極化磁場開關電路之改進 由於在低場核磁共振下訊號強度遠小於傳統的高場系統，故低場系 統可藉由使用極化氣體或預先極化場（pre-polarization field ,Bp)的技 術來增加訊號強度，預先提高待測樣品的磁化量。而在我們的實驗波 序上預極化線圈(Bp)必須是可準確控制他開關時間的。所以我們利用 一組開關電路利用電腦控制 DAQ 卡，並使用 5 伏特的觸發電壓去控 制整個電路的開關，使我們的 Bp 線圈磁場是可精確控制的。由於磁 場切換的時間會影響我們的極化樣品磁矩及整個波序的調整，我們希 望讓 Bp 的開路斷路能夠確實所以在電路上主要由一組固態繼電器使 電路確保可以完全斷路並再加上一組電磁繼電器開關減少電源供應 器的雜訊經由電路至線圈間接影響系統的訊號，整個電路圖如圖 3.4。 由於預極化磁場的強弱直接關係到樣品磁化量，所以我們構想將 隨著增強預極化磁場可將我們樣品訊雜比訊號提高，但過去的電路設 計只能乘載 3.7 安培的電流，因此為了能夠讓電路能夠乘載更高電流 所以我們分別增加電磁繼電器 IRFP250N 及機械式 relay 的數量並將 其並聯藉此使得電流可以分流以降低各元件的負載，新的開關電路如 圖 3.5。而此電路與線圈為一個 RL 的迴路，受到電感的影響當電壓 升高後要關閉時電壓歸零必須等待一段延遲時間公式如下: 18.
(25) 其中 為時間常數，R 為並聯在線圈兩端的電阻而 L 為線圈的電感。 在我們加入這個開關電路下，在 633 Gauss 的情況下我們可以將延遲 時間控制在 4.56 ms 而在 1197 Gauss 的情況下延遲時間則為 7.72 ms。 此外，藉著提高預極化磁場我們也可以在較短的時間內得到跟原先系 統一樣甚至是更出色的訊雜比表現。. 圖3.4 原預極化磁場開關電路圖. 19.
(26) 圖3.5 可乘載高電流之預極化磁場開關電路. 圖3.6 在633 Gauss與1197 Gauss下之電壓歸零之延遲時間. 20.
(27) 第四章 實驗結果與討論 4-1 磁通轉換輸入線圈最佳化之訊雜比比較 經過上一章節的估算後，我們準備了五種不同匝數的輸入線圈， 分別有 315、408、540、612 及 765 匝，如圖 4.1 其分別電阻及自感 量，如表 2，並與原系統的 240 匝做比較。測量十毫升去離子水的磁 共振訊號，實驗波序，如圖 4.2。我們施加 548 Gauss 的預極化磁場 且預極化時間設定為 3 秒，隨後加入一個 90 度的 B1 脈衝後得到去離 子水的 FID 圖，如圖 4.3。從 FID 的結果我們可以發現隨著輸入線圈 匝數這個變因的不同，在其他條件都相同下，樣品的核磁共振訊號會 有強弱上的改變。接著我們將 FID 訊號做傅立葉轉換，並分析其訊雜 比如圖 4.4，我們將 FID 訊號的前 0.15 秒到 0.25 秒的頻譜強度做為訊 號強度，接著再取訊號共振頻率旁的一段雜訊取平均做為我們的雜訊 大小，在這次的分析我們將主要訊號旁的 3966 Hz 到 3984 Hz 做為我 們雜訊的平均頻段如圖 4.5。此計算方式公式如下. SNR . FFT signal peak (FID 0.15 s-0.25 s) FFT average noise ( 3966 Hz-3984 Hz). 由分析結果可以得知在圈數為 408 匝時，可以得到較高的訊雜比值， 所以我們將此匝數定義為此系統條件下最佳的匝數，而其結果也跟估 算的結果相近。最後我們再將原系統 10 毫升去離子水樣品的訊號與 21.
(28) 最佳化後的樣品訊號做比較，從 FID 可以明顯看到經過最佳化的樣品 訊號有顯著的提升，如圖 4.6。我們再將其兩者的頻譜做訊雜比比較， 最佳化後的頻譜訊雜比為 222 比原系統的訊雜比 191 提升了 16.2%， 如圖 4.7，而在下一小節會提到訊雜比的提升對於我們的造影及造影 所需的時間有將有極高的幫助。. 240 匝. 315 匝. 408 匝. 540 匝. 612 匝. 765 匝. 電阻(Ω). 6.3. 8.5. 10.7. 14.1. 16.2. 19. 自感(mH). 1.11. 2.36. 3.95. 6.93. 9.77. 13.0. 表二 各匝數輸入線圈之電阻及自感量. 圖4.1 不同輸入線圈匝數及SQUID holder由左至右分別為315、 408、540、612及765匝. 22.
(29) 圖4.2 核磁共振實驗波序. 圖4.3 不同輸入線圈匝數之核磁共振訊號. 23.
(30) 300. SNR. 200. 100. 0 200. 400. 600. 800. Magnetic Field (G) 圖4.4 不同輸入線圈匝數之訊雜比 (a). (b). 圖4.4 訊雜比頻譜分析取法示意圖(a)訊號取法(b)雜訊取法. 24.
(31) 圖4.6 10毫升去離子水原系統與輸入線圈最佳化後的核磁共振訊號. (a). (b). 圖4.7 (a)原系統與輸入線圈(b)最佳化後之頻譜及訊雜比. 25.
(32) 4-2 磁通轉換輸入線圈最佳化之造影比較 在經過輸入線圈的最佳化後，我們提高了系統的訊雜比。接下來 我們用反投影成像(Back Projection Imaging)來直接比較影像的訊雜比 是否也有隨之提升。而我們的樣品為去離子水，如圖 4.8。在實驗參 數上我們的預極化磁場為 507 Gauss，樣品極化時間為 5 秒接著利用 改變梯度磁場方向的分量，使其分量合成任意角度的梯度磁場，角度 每 5 度做一次，共 36 個角度。在這次的比較裡原系統的影像每個角 度的訊號平均十次。在成像的過程中我們取出九十度時的 Gradient echo 之頻譜圖，並分析其訊雜比，藉由頻譜得知在最佳化後的訊雜比 為 78.9 而原系統為 17.2。而經過反投影後的成像結果，我們將影像 結果的中間無訊號部分取其亮度值與有水樣品部分亮度值做訊雜比 的分析比較，在最佳化後的影像訊雜比為 23 也高於原系統影像訊雜 比 22，如圖 4.10。. 26.
(33) 3 cm 4 mm. 6 mm 18 mm. 18 mm. 8 mm. 3 mm. 18 mm. 2 mm. 圖4.8 測試樣品英文字母E (a). (b). 圖4.9 原系統與輸入線圈最佳化後之Gradient echo頻譜及訊雜比. (a). (b). 圖4.10 (a)原系統與輸入線圈(b)最佳化後之造影結果及訊雜比. 27.
(34) 4-3 提高預極化磁場之訊雜比比較 在經過了預極化磁場開關電路的改進後，因此可將預極化磁場的強 度由 632Gauss 提升至 1197Gauss，我們預期預極化場的提升將能改善 系統核磁共振訊號的訊雜比。於是我們利用 10 毫升的水樣品來測量 不同預極化磁場下其核磁共振訊號並將其頻譜做訊雜比的分析，以驗 證提高預極化場可提升訊號訊雜比的想法，實驗波序如圖 4.2。實驗 中分別將預極化磁場調整為 171、342、513、684、855、1026、1197、 1370、1918 等高斯，極化時間為三秒並得到個別的核磁共振訊號， 如圖 4.11。從核磁共振訊號可以明顯看出隨著極化磁場的增強訊號的 起始振福也會隨之變大。接著將其頻譜圖做訊雜比分析而這次雜訊的 訊號範圍我們取在 4180 Hz 到 4195 Hz 之間，其分析結果如圖 4.12。 從分析結果可明顯看見訊雜比會隨著極化場的增加而有明顯的提升， 在原先只能承載約 684 Gauss 的電路之訊雜比為 360，使用新電路後 在 1197 Gauss 下訊雜比提升到 752 一共增進了 109 %，但一直到 1197 Gauss 後，其增加的幅度明顯的趨緩了。我們推測此原因為較強的極 化磁場的變化造成了感應電動勢使得系統的鋁屏蔽箱感應出電流形 成了所謂的渦電流效應（Eddy Current，又稱為傅科電流），而這個 效應會影響整個系統的背景磁場，間接的對樣品量測造成影響。所以 28.
(35) 在本研究中選擇 1197 Gauss 的預極化場來做之後的造影比較。. 圖4.11 各預極化磁場下之核磁共振訊號. SNR. 800. 400. 0 0. 500. 1000. 1500. Magnetic Field (Gauss). 圖4.12 各預極化磁場下之訊雜比. 29. 2000.
(36) 4-4 提高預極化磁場之造影比較 再經過輸入線圈最佳化後的比較後，將造影預極化磁場從原本的 507 Gauss 提高到 1197 Gauss，而造影的方法、參數及樣品同 4-2 小 節。而在平均次數上我們從每角度訊號平均五次降低到平均三次，此 作法是希望能夠在更短的時間完成造影。接著取某角度時的 Gradient echo 之頻譜圖，並分析其訊雜比，如圖 4.13，從訊雜比上可以看到提 高預極化場的頻譜訊雜比為 53 又比原先的訊雜比 41.7，而在影像的 訊雜比也從原本的 34.9 提高到 79.8，如圖 4.14。在造影時間上，在 原本 36 個角度每角度做十次後平均的造影時間為 126 分鍾，而在這 一系列的優化後我們每角度只須平均三次而造影時間也縮短到 16 分 鍾。. 30.
(37) (a). 圖 4.13. (b). (a)預極化磁場507 Gauss與(b)1197 Gauss之Gradient echo頻 譜及訊雜比 (a). (b). 圖4.14 (a)預極化磁場507 Gauss與(b)1197 Gauss之造影結果及訊雜 比. 31.
(38) 4-5 系統造影三維解析度分析 在一連串的系統改進後，回到系統未來的應用端，除了樣品的 T1/T2 等特性量測外最重要的還是生物造影。所以在這小節利用七根水柱來 測試在造影上的影像解析度。在實驗波序上，預極化磁場為 1197 Gauss，極化時間三秒，角度每 5 度做一次，共 36 個角度。而在這七 根水柱的液面高分別為 14 mm、12 mm、10 mm、8mm、6 mm、4 mm 及 2 mm，藉此可以從影像判斷及確定系統在第三維度 Y 軸的解析度。 從結果圖中，如圖 4.15，我們可以看到這七根水柱的影像隨著液面高 到 2 mm 時，依舊可以看到細微的影像，而在 4~14 mm 的樣品影像中 可以清楚看到水柱影像。而水柱水與水柱之間的間距為 2 mm 所以在 二維的解析度上我們的系統也可以達到 2 mm × 2 mm × 2 mm，圖中 取各水柱影像與間隔的無影像部分做訊雜比分析，在 SNR 上可以看 到隨著水柱液面的遞減在最小的 2 mm 的訊雜比還有 7 的訊雜比值。 如圖 4.16。. 32.
(39) (a). (b). 圖4.15 (a)樣品示意圖(b)樣品成像結果. 圖4.16 不同樣品液面高度之訊雜比分析比較. 33.
(40) 第五章 結論 在本文中為了提升系統的訊雜比我們將磁通轉換線圈的輸入線圈 匝數做最佳化，並有效的將系統的訊雜比提高了 16.2 %。接著我們做 了預極化磁場切換電路的改良，使預極化線圈能提供更高的極化磁場 使樣品極化率提高，藉此提升樣品訊號強度與訊雜比，而我們也成功 的驗證在同樣品下，極化場 1197 高斯與原先系統 684 高斯的訊號訊 雜比上提高了 109 %。在造影成像上我們利用去離子水的樣品之一維 影像頻譜圖與造影結果驗證我們的成像品質在訊雜比上也有明顯的 提升。在成像解析度上我們也利用不同高度水柱來證明我們的系統在 三個維度都能夠達到 2 mm 的解析度。最後隨著本研究的改進，而總 合以上成果都將更有利於未來系統在生物及人體造影上的應用。. 34.
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(47) 誌謝 碩士兩年的時光看似短暫但卻是我求學生涯中最充實且特別的。 在這兩年中這個研究團隊裡學到與大學時期截然不同的專業知識，在 這過程中很慶幸並感謝能夠在廖書賢老師的教導下度過，亦師亦友的 關係讓枯燥乏味的學習與實驗過程裡少了一點壓力並隨著每一階段 的實驗過程中累積了在此領域的興趣，也在這兩年裡學習到處理問題 的思考邏輯，如何讓自己有系統的解決問題並避免自己去做白工而這 些無形的收穫在未來於業界發展時將會受用無窮。此外也感謝謝政傑 老師，在謝老師的身上學到很多做人處事的訣竅，還有在做研究時必 須時常保有天馬行空的衝勁，努力去創造許多不可能中的可能。 接下來，感謝我的戰友鈞評、富翔、柏增、政煌、育綸、家豪、 裕凱及彥廷一起經歷求學生涯的最後兩年，這兩年一起抱怨一起做實 驗一起扶持並走到了最後，在未來大家也都要一起去業界發揮所長， 希望我們都可以有很好的發展，在各領域裡呼風喚雨。在碩士的最後 一年，特別感謝賴瑞澤，原本四年的同學由於你的技術性延畢造就現 在你成為我的學弟，而你來了之後原本只有我的實驗室多了一個有力 的幫手，並在最後在趕畢業時能夠無後顧之憂的往前衝，還有其它的 學弟，俊成、奕成、宜諺、邦彥學弟感謝在這一年的陪伴及幫助也希 望你們能夠用力的拼這最後一年並在畢業時能夠有自信的跟別人說 41.
(48) 我是某某某領域的 Master。 最後感謝我的朋友們，高中死黨在課餘一起休閒放鬆疲倦的心情 並做許多蠻沒意義但卻有趣的事情。還有何梅瑄、詹鈞證你們總可以 陪我一起暫時的逃離實驗，並時時鼓勵彼此繼續往前走繼續進步。最 後謝謝曾經幫助過我但卻沒提到的人。. 42.
(49) 43.
(50)
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