专利名称：基于量子理论的连续精密nmr/mri:方法和装置的制作方法
技术领域：
本发明是关于一种通用于自旋磁共振，尤其是用于核自旋磁共振波谱(NMR)和核自旋 磁共振成像(MRI)的测量方法。它描述了自旋磁共振信号数据产生、数据获得及数据处理 的方法和器件。
背景技术：
自从60余年前BIoch [l]和Purcell [2]各自独立地发现凝聚态物质中的核自旋磁共振现 象以来，核磁共振应用飞速发展成为物理、化学、生物、药物等科学和工程中一项关键技 术和仪器设备。特别是由于Damadian[3]和Lauterbur[4]在1970年代早期的开创性工作， 医学领域中的核自旋磁共振使医疗诊断成像科学技术经历了一次革命性的重大变化。
核磁共振应用基本上可以分成两大类 一是核磁共振波谱(波谱仪)；二是核磁共振成 像(扫描仪)。这两类应用都需要强而稳定的磁场Bo。它们建立在共同的物理和数学原理上， 并共享许多数据获取和数据处理的技术，但是两者的应用重点和最终的目标有不同。为避 免混淆，沿用学术和工业界术语，在本发明的叙述中"NMR"代表核磁共振波谱(核磁波 谱仪)，"MRI"代表核磁共振成像(核磁扫描仪)。NMR常用于化学、物理及药学实验室以 取得样品的核磁共振频率、化学位移和详细的核磁共振波谱；MRI常用于医院设施和生物 实验室以获得人体或生物组织的核自旋数密度p、自旋-晶格弛豫时间T,和自旋-自旋弛豫 时间丁2的1-D (—维)、2-D (二维)或3-D (三维)图像。
核自旋磁共振有着两种平行的理论解释[5]。其一是量子力学的全面彻底说明[5，6];另 一是半经典电磁理论的唯象性说明[5,7]。此两种理论互为补充。量子理论可以定量地应用 于所有己知的核磁共振现象；电磁理论可应用于除极少数非常精巧以外的核磁共振现象。 然而当涉及核磁共振的实际应用时，经典理论占统治地位。经典的布洛赫(Bloch)方程， 配合射频(RF)脉冲磁场B^自旋及梯度回波、空间编码和自由感应衰减(FID)等，构成了今 日所谓的脉冲NMR/MRI。现代核自旋磁共振应用实际上几乎完全建筑在经典电磁学的理 论与方程之上[8]。
发明内容
本发明提供了一个新颖的系统，即一种方法及装置，用以实现NMR和MRI测量。此 方法所需的基本系统设备大致相同于传统的脉冲NMR/MRI所需的基本系统设备。但是， 与传统的方法不同，本发明是一种连续精密的NMR/MRI应用测量方法。这一发明基于辐 射的量子理论，它的物理和数学精确严格。它的测量以连续方式进行。由此，几乎在从原 理和数学方程、到数据产生、获得和处理的所有方面，本发明都与传统的脉冲NMR和MRI 有着区别。在这一新方法的具体实施中，样品磁化率M不起任何作用，脉冲、位相、回波 及FID等也不再需要。从而，信号强度/SNR(信噪比)与静态磁场Bo之间的紧密关系实际上 被消除。取而代之，在此连续方法中起关键作用的是静态磁场Bo中自旋在它的两个塞曼 (Zeeman)能级间的量子跃迁机率P。系统灵敏度和SNR通过自/互相关处理而获得了大 幅度提升。结果是，这一连续精密方法既可用于高磁场又可用于低磁场NMR/MRI。
本发明的其它特性和优点可配合下列附图在以后的叙述中得以进一步的阐明。这些附 图中相同数字代表相同部件。
图la磁场Bo中自旋的能量；
图lb磁场Bo中自旋的取向；
图2弛豫时间、发射跃迁机率及信号间的关系；
图3a和图3b本发明的接收线圈组件示意图4本发明的数据获取和数据处理流程图5a和5b用于自旋空间定位的频率编码磁场；
图6本发明的数据获取和数据处理流程图7a、 7b和7c单一接收线圈组件和校正处理的实施方案； 图8a、 8b和8c自相关函数的校正处理图解。
具体实施例方式
这一公开的发明有关于自旋磁共振，特别是有关于核自旋磁共振波谱(NMR)及核自旋 磁共振成像(MRI)。它描述和提供了一个系统，即方法和设备，以实现核自旋磁共振的测 量应用。
自旋磁共振本质上是一种量子现象。根据这一观念，发展了一种新颖的NMR和MRI
5方法和技术。它的理论基础是辐射的量子理论，它的物理和数学精确严谨，它的运行测量以连续方式进行。因而，从原理和方程，到数据产生、获得和处理，几乎在所有方面这一新方法都区别与传统的脉冲NMR/MRI。
不同与传统的脉冲NMR和MRI，本发明的方法直接而自然地利用自旋磁共振跃迁辐射的连续平稳随机噪声作为信号。于是，在脉冲NMR和MRI中起着重要作用的，诸如磁化率M、脉冲、位相、回波和自由感应衰减(FID)等，在此连续精密NMR和MRI中不仅失去它们的作用，而且不再需要。在此新方法中，重要的是自旋磁共振辐射信号VsR(t)本
身。VsR(t)是连续平稳(各态经历)的随机信号。根据本发明，这随机信号VsK(t)包含有丰富
的信息，它可不经任何变换以其原始形式而被利用以获得自旋共振频谱S(v)、自旋数密度p及弛豫时间l和T2。
本发明的两个关键函数是自旋磁共振随机辐射的自相关函数R(t)和功率谱函数S(v)。其它的NMR和MRI参量可由方程(3, 6， 7,和8)从R(t)和S(v)推导取得，此过程将在后面阐明。维纳-辛钦(Wiener-Khinchin)方程，即方程(5)，将R(t)与S(v)联系起来。从R(t)到S(v)是正向傅里叶(Fourier)变换；从S(v)到R(t)是反向傅里叶(Fourier)变换。因此，R(t)或S(v)可以首先从自旋辐射随机信号V(t)求得。多种方法和商用计算机软件可以完成R(t)和S(v)的计算[12]。在本发明说明中，首先从自旋共振信号噪声V(t)获得R(t)，然后由方程(5)求得S(v)。以此顺序，V(t)中的非信号的随机噪声可在自/互相关处理中消除。如果从V(t)首先获得S(v)，再由反向傅里叶(Fourier)变换从S(v)求得R(t)，此S(v)己被各种非信号噪声和其它不需要的信号所污染。
自/互相关处理要求两组输入信号，其输出是输入信号的相关函数。为此，本发明独特地应用两个相同的接收线圈组件。图3a和3b概念性地展示此相同的双线圈的两种可能实施，其具体细节将在后面说明。这两个相同的接收线圈组件共同安置于NMR/MRI样品周围，在两个组件的终端产生出两个电圧V"t)和Vb(t)。 VJt)和Vb(t)实际上由自旋共振辐射信号噪声Vs^(t)和VSRb(t)，其它电子随机噪声V^(t)和VNb(t)，以及与RF磁场B！有关的电压Vma(t)和VBlb(t)所组成。V他(t)和VNb(t)将会在互相关运算中消除，因为它们互为统计独立。VSRa(t) = VSRb(t); VBla(t) = VBlb(t)。 Vma(t)和V肌(t)不是随机变量，它们也不会在相关运算中被消除，但是它们对污染的相关函数R，(t)的贡献可在图4、 6和7a-7c的"校正R，(t)以获得R(t)"中被消除，详情见后面说明。
本发明的两种可能的实现方案概述在图4、6和图7a-7c中。前者使用双接收线圈组件；后者使用单接收线圈组件。使用单一接收线圈组件时，它与脉冲NMR/MRI中所用的接收线圈组件相同。图7a-7c的单一接收线圈方案使用了较少的硬件设备，但是不能通过相关处理消除非信号噪声(图7a)，或是仅能通过相关处理部分地消除信号中的非自旋信号噪声(图7b和7c)。清除非信号噪声将在"校正R'(t)以获得R(t)"(图7a-7c)中实现。
本发明中的横向RF磁场Bi对于弛豫时间T2的测量是必需的。然而如果仅需弛豫时间IV无磁场Bi时测量仍可进行。任一情况下，此RF磁场Bt必须是连续且稳定。施加Bi磁场激起附加的共振跃迁几率PB1，从而将自旋系统转变到另一动态平衡状态。这是提高自旋信号强度的一种有效手段。在任一情况下，所需要的是一个非常弱，在0.01高斯(Gauss)量级或以下的磁场B"
本方法的NMR/MRI的主要结果是自旋磁共振辐射功率波谱S(v)、自旋数密度p、自旋弛豫时间T:和T2以及它们的图像。所有这些测得的参量都代表它们的真正量值，并非所谓的"加权"p、"加权"T！和"加权"T2 。
通过应用一微弱的RF磁场B！以提升自旋辐射信号强度以及通过应用自/互相关以消除非信号噪声，本发明不仅使NMR/MRI中的高强静态磁场Bo不再必需，而且使NMR/MRI应用较少硬件和软件设备。因此，与脉冲NMR/MRI相比，本方法的NMR/MRI可降低设备费用、减少复杂性、縮小体积、增强安全性、改善测量精度、提高频谱分辨率和简化运行过程，从而扩大和提高NMR/MRI在科学，包括医学科学，和工程中的应用。
脉冲NMR和MRI的描述使用了被测样品在静磁场BQ中的磁化率矢量M，它的绕磁场Bo的进动，以及自由感应衰减(FID)信号。基于量子理论的连续NMR和MRI的描述使用了自旋数密度的分布、自旋能量在磁场Bo中的塞曼(Zeeman)分裂、塞曼(Zeeman)能级间的自旋跃迁机率以及自旋磁共振随机辐射噪声。
每一个原子有一个原子核。除仅有一质子而不含中子的普通氢核^外， 一切原子核都由质子和中子组成。如果一个原子核中至少有一未配对的质子或中子，它的力学自旋产
生一个自旋磁矩//=;^ 1(1 + 1)，这里Y和&分别代表自旋的旋磁比和普朗克(Planck)常数。I是自旋量子数。MRI最经常使用的核是质子^; NMR最经常应用的核是质子iH和碳-13130。111和"C的自旋量子数I均为1/2。111和"C的旋磁比分别是2.675xl()Sradsec"Tesla-1和6.729x107rad sec-1 Tesla-1 。
在零磁场环境中，磁自旋并无特定的空间取向。当一群核自旋处于被指定为笛卡尔坐标+Z方向的静磁场B。之中时，原先简并的自旋磁能级分裂成(2I十1)个相等间距的塞曼(Zeeman)能级。&或13C的1^2，它们各自有(21 +1)=2个塞曼(Zeeman)能级。如图la所示，较高(上)能级以Eh表示，较低(下)能级以E,表示。伴随能级的分裂，自旋空间量子化随之发生。低能级E,的自旋倾向于+Bo磁场方向；而高能级Eh的自旋倾向于-Bo磁场 方向(图lb)。当热平衡建立后，处于高能级的自旋数密度rih与处于低能级的自旋数密度m
满足玻尔兹曼(Boltzmann)分布一二exp(- )，式中h是普朗克(Planck)常数，
kB和T分别代表玻尔兹曼(Boltzmann)常数和自旋温度。虽然永远是m〉nh， m几乎等于 nh，因而在通常的实验室条件下无论磁场Bo是如何强大，(m-nh)/(m+nh)总是一个非常小的 数值。差(nriih)的大小取决于B()磁场强度。较强的B。导致较大的(m-rih)，而较大的(nrrih)进 而产生较大的样品磁化率M和较高的拉莫尔(Larmor)频率。这是脉冲NMR/MRI倾向于 使用高磁场Bo的主要原因之一。本发明不使用磁化率M和自旋数密度差(m-nh)，因而较 强的Bo磁场并不一定代表较优的NMR/MRI性能。
在热平衡状态中，虽在磁场B。和温度T不变条件下高能级和低能级自旋数密度nh和 n,也保持稳定不变，处于较高能级的自旋，由于自旋-晶格互作用，以跃迁几率PBo连续地
跃迁至较低能级，反之亦然，以致在统计意义上,=，=0。这被称作为"动态平衡"。
每一次自旋从较高能级向较低能级的跃迁伴随着一个拉莫尔(Larmor)频率coo = y Bo (线频 率V(TCOo/27iHz)的光子的发射。每个光子的发射在样品周围的探测器件(接收线圈)中感应出 一个微观电压。集合所有的这些发射，产生了宏观的自旋磁共振辐射信号。此过程是一随 机过程。建立的信号是平稳(各态经历)随机噪声信号。这些噪声信号本性上非常微弱，但 可以为现代电子技术所检测。此噪声的时间序列构成了接收线圈输出端上核自旋磁共振辐 射的连续平稳(各态经历)随机噪声信号VBo(t)。
上述在磁场Bo中自旋共振的随机辐射是一种自然和连续的现象，它与是否施加横向 RF磁场Bi无关。从量子力学观点来看，拉莫尔(Laraior)频率的横向RF磁场B,的作用 是激发相同塞曼(Zeeman)能级间附加的跃迁几率为PB1的共振辐射，从而产生附加的自 旋共振辐射噪声信号VB1(t)。在磁场Bo和磁场Bi共同存在情况下，因为由磁场Bo引起的
和由磁场B!引起的辐射互为统计独立，总的自旋共振跃迁几率Ps!^PBO+Pm，合成的自旋
磁共振辐射噪声信号VsR(t)-V加(t)+VBi(t)(图2)。如能正确的分析利用，这自旋共振辐射随 机噪声信号VsR(t)可提供关于自旋跃迁几率、弛豫时间和共振频谱等的丰富且详尽信息。
自旋跃迁几率P控制自旋在两个能级间的跃迁速率(图2)。几率P的量纲是l/秒，它 的倒数是弛豫时间T(秒)，即P4/T。 PBo的倒数是自旋-晶格弛豫时间Tp Pw的倒数是弛 豫时间TB1 (TB1不是自旋-自旋弛豫时间T2)， PSR的倒数是弛豫时间TSR。因为PSR = PB0 +
8PB1，于是1/Ts^l/T!+1/Tm (图2)。
如果处于较高能级的自旋数密度是rih，其相应的跃迁几率是P，则每秒钟从较高能级 向较低能级跃迁的自旋数等于nhxP。从此，共振辐射功率W(t)可表示为W(t)=hvQnhP，其 中h和vo代表普朗克(Planck)常数和拉莫尔(Larmor)频率。W(t)正比于噪声电压V(t) 的平方。于是，增加P导致较强的共振噪声信号V(t)。
只要磁场Bq和环境温度T维持不变，几率PBQ和自旋-晶格弛豫时间Ti也保持不变。 当施加磁场Bi时，如在后文中说明的，几率PB1随B！的平方而増加。与RF磁场B！相比较， 改变静态磁场BQ在増减自旋跃迁几率PBQ方面起着非常和缓的作用。
在拉莫尔(Larmor)频率上由磁场Bt激起的塞曼(Zeeman)跃迁几率记作Pw。倘若 磁场Bi实质性地小于磁场Bo(NMR和MRI中此条件总能满足)，它对自旋系统能量汉密尔 顿(Hamiltonian)的效应可以视作为一种微扰。于是标准的量子力学微扰理论即可应用，导 致如下的联系自旋-自旋弛豫时间T2、磁场Bi与磁场B,激发的跃迁几率PB1的关系式 [9,10]:
^4 ^〖(l +附)a-附+ l)S (1)
上式中Y和/仍分别代表旋磁比和自旋量子数。符号m是自旋磁量子数。对于所有1=1/2 (于 是m二K,)的核，例如质子(111)，碳-13(i3c)或磷-31(Mp)，上述方程简化为[9]，
尸们=|72^2. (2)
当静态场Bo和处于拉莫尔(Larmor)频率的横向RF场B,同时施加时，由于统计独 立性，合成的自旋共振跃迁几率PsR-PBo+Pm。由此，以弛豫时间表示
1=1,1—1,1 2丑^ J Si ^ 乂 51 J 1 Z
上式中^和T2分别是自旋-晶格和自旋-自旋弛豫时间。
方程(3)是本发明中的关键方程，它建立了预知磁场Bh量TsR与弛豫时间l和T2 之间的关系。当磁场B。和Bi同时应用时，其合成的自旋磁共振信号VSR(t)=VB。(t)+VB1(t)。 噪声信号VBo(t)含有关于弛豫时间T,的信息；噪声信号Vm(t)含有关于弛豫时间T2的信息。 合成的噪声信号VSR(t)、其弛豫时间为TsR、包含弛豫时间1^和T2的信息。
假设有一平稳随机时间信号V(t)，它可代表V別(t)或代表VB"t)或代表VSR(t)=VB()(t)+ VB1(t)。根据定义，它的自相关函数R(t):绵)=lim+l" r)"
(4)
R(t)是一实数值偶函数，R(t)=R(-t)。由此，利用以下两个数学定理，V(t)的功率谱函 数S(v)和弛豫时间T可从自相关函数R(t)严格地计算获得
维纳-辛钦(Wiener-Khinchin)定理，即时间函数V(t)的功率谱函数S(v)是它的自相关 函数R(t)的傅里叶(Fourier)变换[11,12]，
十ou
(5)
上式中j气-l,2， v是频率。获得功率谱S(v)后，自旋共振频率vo可由下式给出[13]，
(6)
玻恩-沃尔夫(Born-Wolf)定理，即时间函数V(t)的弛豫时间T的平方是它的归一化 的自相关函数平方的二次矩[13, 14]，
，i/
_g_
00
(7)
方程(7)是本发明中的又一关键方程，因为它提供了一个精确计算弛豫时间的数学方法。 自旋弛豫时间^和T2以外，自旋数密度p亦是NMR/MRI应用中一个基本参量。自旋 数密度可从自旋跃迁几率P和在共振频率vo上的自旋共振功率谱S(vo)导出，因为S(Vo)= cxpxP，这里c是一个比例校正系数。通常需要的是相对自旋数密度p，于是导致下列表示 式
相对自旋数密度/^，L^(y。)xr.
(8)
上述方程中的几率P和T，当仅有磁场Bo时代表PB1和T1;当磁场施加时代表Psr和 TSR。如果要求自旋数密度的绝对量值，比例校正系数c必须预先确定。
上述六方程(3, 4, 5， 6, 7,和8)组成本发明数据分析和处理的基本框架。简言之，获取自 旋磁共振噪声信号VsR(t)后，自旋共振功率谱S(v)，自旋共振频率w，自旋数密度p及弛豫
10时间TsR都能由此六方程精确地计算得到。如果没有磁场B"B产0)， VSR(t)=VB()(t)， PSR=PB0， 因而丁犯=丁別=丁1;如果存在磁场B!， VSR(t)=VBo(t)+VB1(t)，根据方程(3)TsR依赖于Ti和T2。 在两个不同的磁场强度(一个场可为零场)上进行二组测量产生两个不同的TSR值，由 此得两个方程式(3)。联合求解此两个方程可得^和丁2 。
用上述方程与顺序计算得出的p、 1和T2等参量都是它们的"真正"量值。它们不 同于脉冲NMR/MRI中的"加权"p、"加权"l和"加权"T2 。
实际上,方程(7)并非是从信号V(t)的自相关函数R(t)计算它的弛豫时间T的唯一公式， 其它数学方程可能完成相同任务。例如，Goodman [15]用下列公式定义弛豫时间T:
方程(7)和方程(9)都可用来确定弛豫时间T。方程(9)较为简单，然而方程(7)含有更深的物 理内涵。在此发明公开说明中，用方程(7)计算弛豫时间。
1. 横向RF(射频)磁场Bi
相似于脉冲NMR/MRI，本发明应用一个由发射线圈组件产生的横向(x-y平面内)RF (射频)磁场Bp但是，不同于脉冲NMR/MRI的RF磁场B^本发明中这是一个连续(非脉 冲)的微弱磁场Bi用以激发自旋磁共振辐射。它是一个宽频带(相对于自旋磁共振辐射线带 宽而言)的RF交变磁场。由于连续测量工作模式，RF磁场Bi的一部份无可避免的会被接 收线圈截获而感应出一个附加电压Um(t)叠加于自旋共振辐射噪声信号VsK(t)之上。然后 不加区别地，VsR和Uw—同被接收线圈馈送至后接的电子电路。Uw是对VsR的不需要的 干扰。它应被压制到可能的最小值。三个可能的措施可相继使用以实质上消除UB,对VSR 的干扰(l)机械上，釆用特殊设计、安装和调准的接收线圈组件。 一种安排是使接收线圈 垂直(90度直角)于发射线圈以避免二者之间的交叉耦合或泄漏。这种正交性可使发射和接 收线圈间的交叉耦合不超过1%。 (2)电子器件上，应用专门设计的补偿电路；和(3)数值上， 应用校正技术最终清除这UBi效应。这第三个措施将在以后详细说明。
除了因交叉耦合小部份磁场Bi功率直接进入接收线圈外，RF磁场B,还可能引发一 种次级效应。起源于发射线圈的RF磁场B!可能在样品中激起某些电磁扰动。这扰动的一 部分可能被反馈至接收线圈而感应出次级UB1。在往后的叙述中，凡遇Uw就意味着这是 直接和次级Um的总和。
2. 自旋磁共振随机辐射的接收线圈
这一连续NMR/MRI方法使用两类接收(检测)器件。 一类是应用两对相同的接收线圈组件以产生两个相同的自旋共振辐射噪声信号Vs^(t)和VSRb(t)。另一类是应用单一接收线 圈组件，相同于脉冲NMR/MRI中使用的接收线圈，以产生单一的自旋共振辐射噪声信号 VSR(t)。图3a和3b显示上述的两组接收线圈，它们有相同结构并安置在一起。它们可被安 装在样品的两侧包围样品(图3a)，也可并排地绕在样品上(图3b)。线圈10或线圈对10终 端的信号电压Va(t)输入到电子器件14和62;线圈或线圈对12终端的信号电压Vb(t)输入 到电子器件16和64(见图4和图6)。电压VJt)和Vb(t)分别是自旋共振辐射信号噪声VSR(t)， Um(t)与Vn(t)的总和。这里，Vn(t)代表起源于线圈组件本身(及其后的电子器件)的各种非信 号随机噪声(例如约翰逊(Johnson)热噪声、散粒噪声等)。Va(t)=VSRa(t)+UBla(t)+Vna(t); Vb(t)=VSRb(t)+UBlb(t)+Vnb(t); Vs"t"VsRb(t)和UBla(t)=UBlb(t)，但Vna(t)#Vnb(t)。此三种信 号，VSR(t)、 Um(t)和Vn(t)，互为统计独立。进一步，V皿(t)统计独立于Vnb(t)。 3.连续精密NMR和MRI说明
NMR和MRI应用的基本参量是自旋磁共振线谱(功率谱)S(力、自旋数密度p、自旋-晶格(纵向)弛豫时间和自旋-自旋(横向)弛豫时间T2。 一些专门的NMR/MRI应用中出现 的其它参量可以基于上述测量而导出。
一般而言，上述参量是样品体积中位置x、 y、 z的函数，于是需要1-D、 2-D或3-D 成像。NMR应用中的样品通常是均匀一致的，因而这些参量与在样品体积中的位置无关。 3-1核磁共振波谱(NMR)
NMR应用的目标通常是取得均匀样品的p、 T, 、 T2和详尽的高分辨率自旋共振频谱。 如果要求以上参量的空间分布，那就成为磁共振成像(MRI)应用的目标。
图4显示NMR应用的数据产生、获得和处理流程方框图。NMR系统20包含NMR 设备，诸如建立磁场Bo的磁体，产生横向(x-y平面内)磁场Bi的RF发射线圈(22)和接收 线圈组件。被测样品放置在静态场Bo中，因为不需成像或自旋定位，所以没有梯度磁场。 在图4的20中，用了前文描述过并在图3a和3b中展示的两组相同的接收线圈。放入磁场 Bo后，样品的自旋磁共振辐射自然地发生，于是在两组接收线圈的终端产生两个信号Va(t) 和Vb(t)。对于电子器件14， Va=VSRa+UBla+Vna;对于电子器件16， Vb=VSRb+UBlb+Vnb。分 别通过电子器件14和16(电子器件14全同于电子器件16)后，此二信号在自/互相关器24 中进行相关处理。对VsR和Uw而言，相关器24是自相关器，输出自相关函数K(t) =VSR 的自相关函数RSR(t)+UB1的自相关函数RB1(t)，因为VSRa=VSR1^B UBla=UBlb;对统计独立 的V皿和Vnb而言，相关器24是互相关器，输出互相关函数Rn(t)=0。结果是K (t)=RSR(t) + RBi(t)+Rn(t)=RSR(t)+RB1(t)。 NMR仅需要RSR(t)， Rm(t)必须从K(t)中清除。这是图4中校正模块26的任务(见以下说明)。它的输入是污染了的自相关函数K(t)，它的校正后的输出 是R(t)=RSR(t)。这是静态场Bo和RF场Bi同时施加的情况。当RF场B,不施加，UB1(t)=0， Rw(t)不存在，于是校正模块26成为不是必需。本发明利用相关处理清除非信号噪声Vn(t)， 从而使系统的SNR大为提高。对于检测浸没在独立强噪声中的弱信号而言，相关处理是一 种理想的方法。
一旦获得R(t)，维纳-辛钦(Wiener-Khinchin)方程(5)和方程(6)分别产生自旋共振波 谱S(v)和自旋共振频率V()。方程(7)从R(t)精确计算出弛豫时间TSR，然后方程(8)给出自旋 数密度p(功能块28)。
如果仅需获得S(v)、 p和Tp上述程序中的RF磁场B!并非必须应用。没有磁场Bi 时，S(v)、 p和Ti可由一次测量而求得。另一方面，倘若需要获得弛豫时间T2，上述程序 需在两个不同的Bi场强值(其中之一的B!场强可为零值)上重复进行二次以取得两个不同 的R(t)。对于两个R(t)，方程(7)产生两个T^值。使用这两个Tw值，弛豫时间Ti和T2可 通过同时求解两个方程(3)而得到，第一个方程对应于第一个B!场强，第二个方程对应于 第二个Bi场强。
由发射线圈建立起来的横向RF磁场Bi必须在整个样品体积内均匀一致。它是一个连 续稳定旳RF磁场，磁场B,的频带应显著地，例如 3个数量级，大于自旋共振幅射频宽。 在求解联立方程(3)以获得弛豫时间l和T2时，B!场强值可能影响解的精确度。根据
数值分析原理，为保持方程解有适当的精确度，方程(3)中1/Ti的量值不应与+CKA)2r2
的量值有着过大的差别。由此考虑出发，根据在一般NMR和MRI测量中常见的弛豫时间 l及T2值，所需的RF磁场Bi可能在O.Ol高斯(Gauss)数量级或以下。 3-2核磁共振成像(MRI)
MRI应用的目标是获得样本，如生物组织和人体器官等，自旋数密度p、自旋-晶格弛 豫时间Ti和自旋-自旋弛豫时间T2的l-D、 2-D或3-D图像。自旋共振频率一般是预知的 参量。为了成像， 一种用于自旋空间定位的设备或器件需在MRI测量前准备就绪。此类器 件部分地可取自经过改装的现有MRI中相应器件，或者采用任何能完成此任务的相应器 件。
图5a展示了这种概念，此定位器件能在样品中高度z处厚度为Az的薄层52中分离出 一条细长棒形体积50。沿此体积的纵向y方向，这一器件建立起一个单调增加(或减小)z 方向的频率编码磁场Be(y)(图5b中54)，使得这细长体积中每一自旋体积元根据它的位置
13坐标y被赋予独特的磁场Be = Be(y)以及相应的自旋共振频率Ve(y) = Y x[Bo + Be(y)]/27i。这 样，在这细长条状体积中每一 自旋体积元都能根据它独特的自旋共振频率ve(y)而被定位。 于是，l-D共振成像就能得以实现。将此细长条状体积横向移动越过整个样品薄层52， 2-D 成像就能实现。在不同高度的样品薄层中重复上述步骤完成3-D成像。
图6是MRI应用的流程图。与图4的NMR应用相同，模块60是MRI设备，包括包 围样品的两对相同接收(检测)线圈组件(图3)以感应出两个相同的自旋共振辐射噪声信号 Vs&(t)和VSRb(t)，它们与非信号噪声电压VJt)和B！场的交叉耦合电压Uw(t)—起被馈入电 子器件62和64(电子器件62全同于电子器件64)。注意，虽然使用相同符号，60输出端的 随机噪声电压V^和Va小于60和64输出端的噪声电压V皿禾H Vnb，因为后者包含有产生 在MRI系统60中加上产生在电子器件62和64中的噪声。相关器66对VSRa(t)+UBla(t^Il
VsRb(t)+U肌(t)而言是自相关，但对随机噪声V加(t)和Vnb(t)而言是互相关。Vna(t)和Vnb(t)
的互相关等于零，因它们互为统计独立。来自相关器66的自相关函数R'(t)是Vsr的自相 关函数RsR(t)及Uw的自相关函数Rw(t)的和。Rm(t)是不需要的，须从R，(t)中清除。这是 校正模块68的任务。校正模块68的输出是自旋共振辐射噪声信号VsR(t)的自相关函数R(t)。 如图6所示，MRI参量可由此R(t)导出。
由于傅里叶(Fo urier)变换是线性变换，又由于第k个体积元的自旋共振辐射噪声信 号VSRk(t), k =1， 2， ...， N， (N =图5中细长条体积50中自旋体积元总数)与所有其它体积元 的自旋共振辐射噪声信号互为统计独立，自相关函数R(t)是所有VsRk(t)的元自相关函数Rk(t) 的总和。每个Rk(t)有其独特的载波频率Vk，它由此第k个体积元位置yk上的磁场Be(yk) 确定。这一特性使得图6中的多通道带通滤波70成为可能。滤波70的输出是已分离的第 k个自旋体积元的自相关函数Rk(t)，1^1，2, ...，N。这样，运用在NMR中已阐明的程序及 方程，Ttk,T2k，Sk(v)和pk可由Rk(t)求得。T!fT"yk)， T2k=T2(yk，pk=p(yk)，这是1-D成像。 这l-D成像的空间分辨率Ay取决于磁场B"y)在yk的梯度和滤波通道带宽Av, Ay= 2丌Av(dy/ydBe)。
如前文所述，如此求得的TV T2、 S(v)和p均是它们的真正量值，并非传统脉冲 NMR/MRI中的加权量值。显然，这些真正的Tt、 T2和p可按预先设定的混合比混合在一 起以合成具有任何加权的图像。
图4和图6中的电子器件14、 16和62、 64包含有放大器，混频器等。A/D转换器也 可放置在它们之内，或放置在它们之外的某一位置。 4. 单一接收线圈的连续精密NMR/MRI前面的说明是关于使用两个相同接收(检测)线圈组件以产生两组信号Va和Vb作为稍
后自相关处理的两个输入。事实上，这连续精密NMR/MRI方法也能使用单一接收线圈。 这种情况下，此接收线圈与传统的脉冲NMR/MRI中所用的相同。
图7a-7c展示三个使用单一接收线圈可能的连续精密NMR/MRI实施方案。NMR/MRI 信号来自图7a-7c的接收线圈74、 76或78。其它模块与图4和图6中的相同。图7a-7c 中，模块82以后的模块未被显示。
这三个实施方案的基本原理与图4和6中使用两个相同接收线圈的基本原理一样。校 正模块82将在下一节中述明。
图7a的实施是最简单的一种，但相关器80不能消除任何起源于接收线圈本身及其它 电子器件的非信号电压。它们的效应将会在校正模块82中消除。图7b的实施不能清除源 自接收线圈及前置放大器的非自旋信号噪声，但相关处理器86能清除起源于模块94的电 子噪声。图7c的实施不能清除源自接收线圈本身的非自旋信号噪声，但源自电子器件88 和90的电子噪声能在相关处理器92中被抵消。在图7b中，可能需要一个信号路径调正 器件以补偿直接和经电子器件94之间的信号传递路径差别。没有这一补偿，相关函数R'(t) 的最大值可能会略为偏离1 = 0的原点。
5. 相关函数R'(t)校正以获得自旋共振辐射自相关函数R(t)
如图4、 6和7a-7c所示，校正的任务是校正R'(t)以得到R(t)，亦即把R(t)从R'(t)中 分离出来。这一任务可以一般地陈述如下
自相关函数R'(t)=R(t)+Rn(t)， R(t)和Rn(t)分别代表随机(或确定)信号V(t)的自相关函 数和另一随机(或确定)信号Vn(t)的自相关函数。V(t)与V"t)必须互为统计独立。不失一般 性，假定V(t)和Vn(t)的功率谱均为洛伦兹(Lorentzian)型(或其它谱型)，进一步再假设 Vn(t)的频潜宽度实质性地宽于，比如说 三数量级宽于，V(t)的频谱宽度。于是根据弛豫时 间和频谱宽度间的倒数不等式[13]， Rn(t)的衰减速率(或弛豫时间)实质性快(或短)于，比如 说 三数量级快(或短)于，R(t)的衰减速率(或弛豫时间)。
图8a-8c表现了这些特征。图8a和8b图示出V(t)的R(t)曲线和Vn(t)的Rn(t)曲线。为 了显示清楚，图中仅画出了它们包络线的正值部份。图中V(t)的弛豫时间i.l秒，Vn(t)的 弛豫时间=0.0002秒。因而，Rn(t)的衰减速率比R(t)的衰减速率迅速500倍。当t ~ 0.0015 秒时，R(t)实际上等于R(O)，但是R。(t)已经渐近到0，虽然特意地设定Rn(0hl00xR(0)(图 8c)。图8c中，曲线弁l(a'-b'-c-d-e)代表从测量数据而求得的R'(t)=R(t)+Rn(t);曲线#2 (a-b-c-d-e)代表R(t)，即是需要从曲线弁l中分离出来的自相关函数。胜意，图8a和图8b
15坐标轴的不同标度)。曲线#1和#2之间有意义的差别仅出现在t=0的直接紧邻。 据此， 一个三步校正方案可以运行如下
(1) 放弃由测量求得的相关函数R，(t)从t=0(a点)到t= tc(c点)间的那一段函数值。知 道Vn(t)的带宽后，tc数值容易估计。图8c中，tc可取在0.002秒左右；
(2) 基于图8c中从c点从到e点间R'(t)数据，通过数值曲线拟合求得一个曲线的经验 方程；
(3) 利用第二步中求得的曲线方程，数值上把R，(t)从c点外延至a点(t = 0)。此新R，(t) 就是经过校正的自相关函数，它在每一时间上相等于R(t)。
上述说明中，V(t)代表核自旋磁共振辐射信号VSR(t)， Vn(t)代表一切非自旋信号噪声 电压Vn。ise (t)加上与磁场Bt有关的电压UB1(t)。在NMR和MRI应用中，自旋信号VSR(t) 的带宽非常狭窄， 一般在十分之几Hz到几十Hz之间。电子器件噪声Vn。iM(t)带宽很容易 地比自旋信号VsR(t)带宽大几个数量级。在MRI应用中，RF磁场B,频宽必须覆盖图5体 积50中所有自旋体积元的自旋共振频率，因而Um(t)带宽也可比自旋信号VsR(t)带宽大几 个数量级。在NMR应用中，UBi(t)带宽可特意设计得比自旋信号VsK(t)带宽大几个数量级。 在上述任一情况下，这个校正方案都能有满意结果。
6. 连续精密NMR/MRI的两项独特性能
第一个独特的优越性见于MRI应用中，数量级为0.01高斯(Gauss)的RF磁场B！ 意味着在连续精密MRI测量中进入人体的RF功率仅是脉冲MRI测量中进入人体的RF功 率的~10—8倍。 一个10—8倍的RF功率縮减对MRI病人的安全具有特殊重要的意义。
另一个独特的优越性见于NMR应用中。由于这是一个连续运行方法，自旋共振辐射 信号可根据需要被连续检测而无时间限制。根据快速傅里叶(Fourier)变换原理，频谱的 频率分辨率反比于被变换信号的有效时间长度。因而，例如对一个100秒或1000秒长的信 号，傅里叶(Fourier)变换可以分别产生0.01 Hz或0.001 Hz分辨率的频谱。如此高超分 辨率的NMR有着广泛而重要的应用。
7. 连续精密电子自旋磁共振ESR
平行于核自旋磁共振，存在着电子自旋磁共振(ESR)。相似于NMR，电子自旋磁共 振也是一种波谱技术用来探测样品中未配对的电子，但它的应用不如NMR那样广泛。NMR 和ESR共享着相似的基本理论与技术方法。NMR和ESR —个表面的差异是它们的共振频 率NMR处于无线电频段，ESR处于微波频段。因而，本发明的方法亦可应用于电子自 旋磁共振(ESR)。当然，在ESR应用中的电子设备器件必须是适用于微波波段的。参考文献
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1权利要求
1.一种NMR/MRI或ESR/MRI测量方法，其特征在于，包含把目标样品置于MRI和ESR测量环境中或置于NMR和MRI测量环境中，综合来自上述的MRI和ESR或NMR和MRI测量的自旋共振辐射噪声信号，以及相关处理上述信号以消除噪声和收集信号数据。
2. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，其中MRI/ESR或NMR/MRI测量是连续进行的。
3. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，包含过滤信号以消除噪声的步骤。
4. 根据权利要求3所述的方法，其特征在于，其中信号被相关处理以消除非自旋信号噪声。
5. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，包含应用横向RF磁场以激励额外的自旋共振跃迁辐射并测量弛豫时间1和T2的步骤。
6. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，包括应用样品的核自旋磁共振辐射的连续平稳随机噪声作为信号的步骤。
7. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，包括用单一接收线圈组件或两个相同的接收线圈组件检测作为信号的自旋磁共振辐射噪声的步骤。
8. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，包括应用自相关和互相关以提升自旋辐射信号噪声并消除其它非信号噪声。
9. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括净化被污染的相关函数以获得自旋磁共振辐射的自相关函数。
10. 根据权利要求9所述的方法，其特征在于，进一步包括过滤自相关函数以获得样品中每一自旋体积元的元自相关函数。
11. 根据权利要求9所述的方法，其特征在于，在所述的NMR应用中进一步包括对所述自旋共振辐射的自相关函数的精密数据处理以获得真正和精确的自旋共振功率波谱S(v)、自旋数密度p以及自旋弛豫时间^和T2 。
12. 根据权利要求9所述的方法，其特征在于，在所述的MRI应用中进一步包括对每一自旋元的自相关函数的精密数据处理以获得真正和精确的自旋数密度p和自旋弛豫时间T!和丁2的l-D、 2-D和3-D图像。
13. —种样品MRI/ESR或NMR/MRI测量系统，其特征在于，包括产生双自旋共振辐射信号的双线圈和滤波装置，和相关处理双线圈产生的信号的相关器。
14. 根据权利要求13的系统，其特征在于，所述系统在测量过程中连续运作。
15. 根据权利要求14的系统，其特征在于，进一步包括起滤波作用的滤波器，要相关的信号被滤波和相关以清除非自旋信号。
16. 根据权利要求13的系统，其特征在于，其中所述的滤波器包括多通道带通滤波器。
17. 根据权利要求13的系统，其特征在于，包含两个相同的接收线圈组件安置于样品两侧包围样品。
18. 根据权利要求13的系统，其特征在于，其中所述线圈包含共同绕在样品上的一对线圈。
19. 根据权利要求13的系统，其特征在于，进一步包含作为所述相关处理一部分的信号校正用计算机可读程序码。
全文摘要
本发明描述一种用于自旋磁共振，特别是NMR(核磁共振波谱)及MRI(核磁共振成像)的方法。它是基于量子理论的连续精密测量方法。此方法直接利用自旋磁共振随机辐射以产生它的自相关函数及功率波谱，由此计算出自旋弛豫时间及自旋数密度。与传统的脉冲NMR/MRI相比，这一方法实质性地简化了NMR/MRI系统设备和数据处理的复杂性，从而降低NMR/MRI设备费用，减少系统体积，提高测量正确性，以及便利系统设备的运行。由于应用极弱的横向射频磁场B<sub>1</sub>(0.01高斯(Gauss)左右或以下)本方法的MRI对人体高度安全。由于应用连续自旋磁共振辐射，本方法的NMR可有几乎无限制的波谱分辨率以适应任何科学及工程的需求。
文档编号A61K49/00GK101668546SQ200880013765
公开日2010年3月10日 申请日期2008年5月2日 优先权日2007年5月2日
发明者德里克·D·冯 申请人:德里克·D·冯