CN105137374B - 一种超高分辨率的磁共振成像方法及装置 - Google Patents

一种超高分辨率的磁共振成像方法及装置 Download PDF

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Abstract

本发明提供一种超高分辨率的磁共振成像方法及装置，所述方法至少包括以下步骤：将被检样品放置于磁场梯度源与纳米超导量子干涉器件的作用范围内；采用静磁场源对被检样品施加静磁场，采用射频源对所述被检样品施加核磁共振射频脉冲以激发所述被检样品使其发生核磁共振；采用所述纳米超导量子干涉器件与被检样品直接耦合以探测所述被检样品产生的核磁共振波谱信号；根据探测得到的核磁共振波谱信号与磁场梯度源的空间分布信息建立被检样品的图像。本发明利用纳米超导量子干涉器件作为探测器，可实现纳米级别分辨率的磁共振成像，测量不会受到振动和电场信号的干扰，样品可与探测器直接近距离耦合，成像范围加大，且可以在强磁场条件下工作。

Description

一种超高分辨率的磁共振成像方法及装置
技术领域
本发明属于磁共振成像领域，涉及一种超高分辨率的磁共振成像方法及装置。
背景技术
磁共振成像(MRI)装置是通过符合拉莫尔频率的射频(RF：radio frequency)信号对静磁场和梯度磁场叠加中所放置的被检体的原子核自旋进行磁激励、并根据随着该激励而产生的磁共振(MR：magnetic resonance)信号和梯度磁场空间分布信息来重构图像的图像诊断装置。
磁共振成像由于可以对人体内部进行无损害成像，成为现代医学诊断中必不可少的诊断工具。它是利用核磁共振原理，根据核磁共振频率与磁场大小的对应关系，采用加入梯度磁场的方法获取核自旋的空间位置信息。由于原子核自旋的极化率天生很小，在原子核自旋密度固定的情况下，只有较大体积的样品才能获得足够量的自旋极化而能产生比较合理的信号。因此磁共振成像的分辨率受到这个限制，停留在毫米量级。因此要提高磁共振成像的分辨率,用于探测微观世界就需要提高两个基本条件：一个是提高磁场梯度，另一个难度更高的是提高自旋探测的灵敏度。
目前，磁共振力显微镜(MRFM)，利用非常灵敏的悬臂来探测自旋和一个纳米磁体之间的力相互作用，可以实现约4-6纳米的分辨率的磁共振成像。由于这种探测技术将自旋物理量通过与纳米磁体相互作用转化为微弱的力测量，从而极易受到其他环境因素的干扰，如电场力、热振动、环境振动等干扰。同时，近年来提出了利用金钢石中的氮空位(NVcenter)来作为超灵敏的自旋探测器实现纳米磁共振成像的概念，此技术仍有很多技术难点有待解决，如由于金钢石中的氮空位无法工作在较大的磁场环境中，从而无法高度极化受检体的原子核自旋而产生相对较大信号。另外，氮空位通常存在于金钢石的内部，离表面较远，而且它和自旋耦合作用随距离衰减非常快，因此它可成像的范围也非常小。
中国公开号为CN1643403A的一件专利公开了一种极低场下SQUID(超导量子干涉器件)检测的NMR(核磁共振)和MRI(磁共振成像)，其利用了SQUID的高灵敏度去测量极低磁场下的自旋信号。其工作原理是：通过一个耦合线圈(pickup coil)将原子自旋信号转化为电流信号，再将电流信号转化为磁信号，然后利用SQUID对这个此信号进行测量，SQUID实际上扮演着一个电流信号放大器的角色。该方法中，样品和SQUID分离，样品在室温下，SQUID被隔离在超导临界温度下，由于常规SQUID容易受到环境磁场的影响，通常在应用中将SQUID封装在一个磁屏蔽的环境中，然后通过耦合线圈将样品的磁信号传送到SQUID，这也是常规SQUID所普遍使用的测量设置。该专利的SQUID极低场MRI成像的主要优势是取消MRI对巨大的静磁场B0的依赖，达到可利用地球磁场作为MRI成像条件。然而可惜的是，常规的SQUID的测量设置虽然要比商用MRI仪器中使用的探测器要灵敏得多但是由于受到耦合线圈的限制，大部分样品磁信号在传送过程中损失掉了。所以在测量微小样品或者微观自旋上，常规SQUID探测器就明显无法发挥出SQUID灵敏性的优势。
纳米超导量子干涉器件(nanoSQUID)是基于常规的SQUID发展起来的一种新型器件，它利用纳米结代替传统的隧穿结，使得超导环的面积可以得到大幅度的缩小，大幅度增加了器件和微小样品的耦合度，和磁共振力显微镜、金钢石中的氮空位相比，纳米超导量子干涉器件(nanoSQUID)具备相当或者更好的自旋灵敏度，而且它是通过磁通量耦合直接近距离探测自，不会受到振动和电场的干扰，另外它可在强磁场下正常工作，这就意味这可以通过外加强磁场增大核自旋的热平衡极化率。因此利用nanoSQUID作为探测器，配合大梯度磁场，可以实现纳米级别分辨率的磁共振成像。
发明内容
鉴于以上所述现有技术的缺点，本发明的目的在于提供一种超高分辨率的磁共振成像方法及装置，用于解决现有技术中磁共振成像分辨率较低，容易受到其他环境噪音干扰或者只可在小磁场环境下工作、可成像范围过小等问题。
为实现上述目的及其他相关目的，本发明提供一种超高分辨率的磁共振成像方法，至少包括以下步骤：
将被检样品放置于磁场梯度源与纳米超导量子干涉器件的作用范围内，采用静磁场源对被检样品施加静磁场，采用射频源对所述被检样品施加核磁共振射频脉冲以激发所述被检样品使其发生核磁共振；
采用所述纳米超导量子干涉器件与被检样品直接耦合以探测所述被检样品产生的核磁共振波谱信号；
根据探测得到的核磁共振波谱信号与所述磁场梯度源产生的梯度磁场的空间分布信息建立被检样品的图像。
可选地，利用所述纳米超导量子干涉器件探测被检样品产生的核磁共振波谱信号的方法为：对所述纳米超导量子干涉器件输入预设电流脉冲使其工作在工作点，若所述被检样品的核磁共振波谱信号耦合到所述纳米超导量子干涉器件将会引起磁通变化，使所述纳米超导量子干涉器件偏离工作点，利用可编程逻辑电路进行PID反馈逻辑运算，并通过一由电流源控制的反馈线圈在所述纳米超导量子干涉器件上加一个反馈信号，将所述纳米超导量子干涉器件固定回工作点上，通过测量反馈回路的反馈量，得到被检样品的磁共振波谱信号。
可选地，采用连续射频源，利用混频器或调制器，和一个基频信号相结合形成核磁共振脉冲组合，在射频源终端产生射频磁场，激发所述被检样品
可选地，通过扫描静磁场大小或者扫描射频磁场的频率进行定位测量，即时获得共振区域内的核磁共振波谱信号。
可选地，所述磁场梯度源产生的磁场梯度为0.05～5mT/nm。
可选地，所述纳米超导量子干涉器件与被检样品之间的距离小于100nm。
可选地，所述磁场梯度源由电流通过纳米导线得到，所述纳米导线的宽度为100nm～1μm。
可选地，所述磁场梯度源为纳米磁体，所述纳米磁体的端部尺寸为100nm～1μm。
可选地，所述磁场梯度源产生三维梯度磁场或二维梯度磁场。
本发明还提供一种磁共振成像装置，包括：
静磁场源，在被检样品所在空间形成静磁场；
射频源，用于激发被检样品的核磁共振；
磁场梯度源，在被检样品所在空间形成梯度磁场；
探测器，所述探测器为纳米超导量子干涉器件，用于直接与所述被检样品耦合以探测所述被检样品核自旋产生的核磁共振波谱信号；
图像形成装置，用于根据所述探测器探测得到的核磁共振波谱信号构建被检样品图像。
可选地，所述磁场梯度源为纳米导线或纳米磁体。
可选地，所述磁场梯度源为纳米导线，所述磁场梯度源、射频源及探测器集成于同一芯片上。
可选地，所述纳米超导量子干涉器件的超导环面积小于1μm2。
可选地，所述磁共振成像装置的分辨率为1～100nm。
可选地，所述探测器与被检样品的耦合距离小于100nm。
如上所述，本发明的磁共振成像方法及装置，具有以下有益效果：本发明利用纳米超导量子干涉器件(nanoSQUID)作为磁共振成像(MRI)中核磁共振(NMR)波谱信号的探测器，实现纳米级别分辨率的磁共振成像。纳米超导量子干涉器件由于超导环面积较小，从而不易受到外界磁场、振动和电场信号的干扰，无须作单独磁屏蔽隔离，被检样品可与探测器直接近距离耦合或直接接触耦合并同时冷却到超导温度以下，成像范围较大，在表征微观样品的磁属性和探测微观自旋中表现突出，可达到单电子自旋测量的灵敏度。同时，纳米超导量子干涉器件因其平面结构可以承受较大的平行临界磁场，可以在强磁场条件下工作，在自旋数目固定的情况下，强磁场可以增大核磁共振信号的大小。此外，本发明利用纳米线作为磁场梯度源，可实现磁场梯度源、探测器和射频源在同一芯片上的集成，而且全部采用电信号读取，后期系统集成度高。
附图说明
图1显示为电流通过纳米线形成磁场梯度Gxy和Gyx将空间分割成网格状的示意图。
图2显示为以纳米线作为磁场梯度源时的磁共振成像示意图。
图3显示为以纳米磁体作为磁场梯度源时的磁共振成像示意图。
图4显示为纳米超导量子干涉器件测量核磁共振信号时的脉冲时序示意图。
图5显示为本发明的磁共振成像装置的一个具体实施例的结构示意图。
图6显示为采用纳米磁体磁场梯度源并以nanoSQUID阵列作为探测器时的磁共振成像示意图。
图7显示为采用纳米线磁场梯度源并以nanoSQUID阵列作为探测器时的磁共振成像示意图。
元件标号说明
1 纳米线磁场梯度源
2，A 射频源
3 静磁场源
4 纳米超导量子干涉器件
5 被检样品
6 纳米磁体磁场梯度源
7 共振曲面
8，9 纳米线
10 任意波形发生器
11 衰减器
12 前置放大器
13 数据采集系统
14 可编程逻辑电路
15，17 电流源
16 反馈线圈
18 射频振荡器
19 调制器
20 脉冲信号发生器
21 功率放大器
B 磁场梯度源
C NanoSQUID测量回路
具体实施方式
以下通过特定的具体实例说明本发明的实施方式，本领域技术人员可由本说明书所揭露的内容轻易地了解本发明的其他优点与功效。本发明还可以通过另外不同的具体实施方式加以实施或应用，本说明书中的各项细节也可以基于不同观点与应用，在没有背离本发明的精神下进行各种修饰或改变。
请参阅图1至图7。需要说明的是，本实施例中所提供的图示仅以示意方式说明本发明的基本构想，遂图式中仅显示与本发明中有关的组件而非按照实际实施时的组件数目、形状及尺寸绘制，其实际实施时各组件的型态、数量及比例可为一种随意的改变，且其组件布局型态也可能更为复杂。
实施例一
本发明提供一种磁共振成像方法，至少包括以下步骤：
将被检样品放置于磁场梯度源与纳米超导量子干涉器件的作用范围内，采用静磁场源对被检样品施加静磁场，采用射频源对所述被检样品施加核磁共振射频脉冲以激发所述被检样品使其发生核磁共振；
采用所述纳米超导量子干涉器件与被检样品直接耦合以探测所述被检样品产生的核磁共振波谱信号；
根据探测得到的核磁共振波谱信号建立被检样品的图像。
具体的，所述磁场梯度源的作用范围指的是其产生的梯度磁场所在空间范围，所述纳米超导量子干涉器件的作用范围指的是其可探测空间范围，即可耦合到被检样品自旋的范围。所述被检样品放置于二者的作用范围的交叠区域中。
具体的，所述被检样品可以为固态或液态等形态，所述纳米超导量子干涉器件作为磁共振中核磁共振波谱信号的探测器，通过磁通量耦合直接近距离探测被检样品的自旋，得到核自旋产生的核磁共振波谱信号。所述纳米超导量子干涉器件与被检样品之间的距离优选为小于100nm，被检样品也可以直接与所述纳米超导量子干涉器件直接接触。
所述静磁场源可以为永磁体、螺线圈磁体或者超导磁体，其作用是在被检样品所在空间的成像区域形成被检样品磁核共振用的静磁场。作为示例，所述静磁场源产生的磁场大小为1～5T(特斯拉)，当然，所述静磁场源产生的磁场大小也可以根据需要设定为其它值，只要在nanoSQUID可承受平行临界磁场之内即可。
所述射频源的作用是向静磁场中的被检样品发送磁共振频率的高频电磁波，激发被检样品的核磁共振。本实施例中，可采用连续射频源，利用混频器或调制器，和一个基频信号相结合形成核磁共振脉冲组合激发所述被检样品。
如果只有均匀的静磁场B0，被检样品各处的自旋的拉莫尔频率都相同，在射频脉冲磁场作用下产生的共振信号的频率都一样，就无法区分各处产生的信号，因此就无法得到磁共振图像。因此需要在静磁场B0上叠加一个磁场梯度，梯度磁场的磁场强度方向与静磁场B0的方向相同，只是其大小随空间位置线性的变化。根据拉莫尔公式，样品的磁化强度的旋进频率ω亦随着梯度方向的位置坐标连续变化。本发明中，通过磁场梯度源引入梯度磁场，使磁场的空间分布连续变化，然后利用扫频法或扫场法逐点激发各个共振区域。其中，固定磁场强度，通过连续改变射频源电磁辐射的频率，产生共振，称为扫频法；固定电磁辐射频率，通过连续改变静磁场的强度，产生共振，称为扫场法。本发明通过扫描磁场或者扫描射频磁场的频率进行定位，即时获得共振区域内的核磁共振波谱信号，共振峰的高度就是该位置的成像对比度。
本发明中，由所述梯度磁场限制的每个共振区域的尺寸在1～100nm范围内，即最终磁共振成像的分辨率为1～100nm。
具体的，所述磁场梯度源可以由电流通过纳米导线产生，所述纳米导线的宽度100nm～1μm。根据安培定则，将电流I通过纳米导线，可在导线周围产生环绕磁场，由于纳米线直径非常小，1毫安的纳米线周围小范围内约可产生1mT/nm的梯度磁场，由于磁场是一个矢量，分别存在x方向上和y方向上的矢量Bx和By(以静磁场的方向为z方向，以下都如此)，对其x和y方向上求导可得Gxy＝dBx/dy，和Gyx＝dBy/dx，其为两个互相垂直的梯度张量，利用Gyx可在x方向上对静态磁场空间位置信息标记，Gxy可在y方向上对射频磁场空间信息标记，或者利用Gyx可在x方向上对射频磁场空间位置信息标记，Gxy可在y方向上对静态磁场空间信息标记，形成如图1的网格，通过核磁共振对单个网格内的自旋信息定位而形成图像。此磁场梯度源的优势在于可产生较大磁场梯度，且可快速开关，和自旋极化控制脉冲相结合同步使用。
需要指出的是，可以根据需要使所述磁场梯度源产生三维梯度磁场或二维梯度磁场，从而得到三维图像或二维图像。图1中显示为二维网格状梯度磁场，其由一根纳米线产生，在另一实施例中，也可以采用两根呈十字交叉排列的纳米线产生三维梯度磁场，形成全空间梯度张量，其在x、y、z三个方向的分量分别为Gyx、Gxy、Gz，其中Gyx可对x方向静态磁场空间位置信息标记；Gyx可对y方向上射频磁场空间信息标记(或者利用Gyx可在x方向上对射频磁场空间位置信息标记，Gxy可在y方向上对静态磁场空间信息标记)；Gz可对z方向上静态磁场空间位置信息标记。
请参阅图2，显示为以纳米线作为磁场梯度源时的磁共振成像示意图，如图所示，被检样品5放置于纳米线磁场梯度源1与纳米超导量子干涉器件4之间，位于所述纳米线磁场梯度源1与纳米超导量子干涉器件4的作用范围内，静磁场源3在被检样品所在空间形成静磁场B0，射频源2激发被检样品5的自旋，使其发生核磁共振。所述纳米超导量子干涉器件4通过磁通量耦合直接近距离探测被检样品的自旋，从而不会受到振动和电场的干扰。
在另一实施例中，所述磁场梯度源可以采用纳米磁体，所述纳米磁体的端部尺寸为100nm～1um。根据纳米磁体周围磁场分布，也可作为类似的大梯度源，这个梯度源虽然无法块速开关并且只可对静磁场空间位置信息标记，但可以将共振区域局限在一个非常薄的曲面上，通过扫描探测显微镜中的精细扫描步进马达扫描纳米磁体和被检样品的相对位置，将这一共振曲面和样品相交的截面扫过被检样品内部从而获得自旋分布的位置信息。请参阅图3，显示为以纳米磁体作为磁场梯度源时的磁共振成像示意图，如图所示，纳米磁体磁场梯度源6自上而下尺寸不断减小，形成小尺寸的端部。所述纳米磁体磁场梯度源6通过不断移动扫描将共振曲面7扫过被检样品5内部从而获得自旋分布的位置信息。
本发明中采用纳米线或纳米磁体作为磁场梯度源可以获得大梯度磁，所述磁场梯度源产生的磁场梯度范围优选为0.05～5mT/nm，可将每个共振区域的尺寸限制在1～100nm范围内，该大磁场梯度可以提高磁共振成像的分辨率。
本发明以所述纳米超导量子干涉器件4作为探测器实现纳米级别分辨率的磁共振成像的原理为：磁共振成像的图像可以认为是由单个体像素组成，单个体像素越小，即图像的分辨率越大。纳米级别的分辨率就是体像素对应的实际空间体积要达到纳米级别的大小，于是就要求探测器的灵敏度可以探测纳米级别单位体积内的核自旋产生的核磁共振(NMR)波谱信号，波谱上共振峰的高度就是该体像素的对比度。由于纳米超导量子干涉器件的灵敏性，目前可探测到单电子自旋，对应于体像素大小约为3～5立方纳米。NMR波谱的共振峰的频率和磁场的大小成一一对应关系，梯度磁场的引入使得磁场的空间分布连续变化，那么，NMR共振峰的位置就对应于体像素的空间位置。可以通过扫描磁场或者扫描射频磁场的频率进行定位，即时获得体像素(共振区域内)的核磁共振波谱信号。通常由于被检样品本身的属性，NMR共振峰存在宽度，在磁共振成像中，体像素的大小和NMR共振峰宽度成正比并且和磁场梯度成反比，例如，对应42kHz的峰宽，则需要约1mT/nm的磁场梯度来达到1nm的体像素，因此，采用大梯度磁场可以提高磁共振成像的分辨率。根据磁场梯度空间分布，将体像素的NMR信号还原到空间位置中，就可得到纳米级别分辨率的磁共振图像了。
具体的，纳米超导量子干涉器件(nanoSQUID)是依据临界电流-磁通调制曲线来测量自旋的。由于nanoSQUID的超导转变是一个概率转变过程，所以实际测量是统计它的超导转变几率，通过输入固定数量的偏置电流脉冲，然后统计转变电压脉冲总数，得出转变几率，定义转变几率为50％对应的电流脉冲大小为临界电流。当输入临界电流大小的电流脉冲时，nanoSQUID工作在工作点(器件磁通调制的区域中心)。
本发明中，利用所述纳米超导量子干涉器件探测被检样品产生的核磁共振波谱信号的方法为：对所述纳米超导量子干涉器件输入预设电流脉冲使其处于超导转变临界点，工作在工作点，若所述被检样品的核磁共振波谱信号耦合到所述纳米超导量子干涉器件将会引起磁通变化，使所述纳米超导量子干涉器件偏离工作点，利用可编辑逻辑电路进行PID反馈逻辑运算，并通过一由电流源控制的反馈线圈在所述纳米超导量子干涉器件上加一个反馈信号，将所述纳米超导量子干涉器件固定回工作点上，通过测量反馈回路的反馈量，得到被检样品的磁共振波谱信号。
具体的，所述可编辑逻辑器件可采用现场可编程门阵列(FPGA，FieldProgrammable Gate Array)。FPGA是20世纪80年代中期出现的一种新型的可编程逻辑器件，其结构不同于基于与或阵列的器件。FPGA最大的特点是可实现现场编程，所谓现场编程是指对于已经焊接在PCB上或正在工作的芯片实现逻辑重构，当然也可在工作一段时间后修改逻辑。除FPGA外，基于GAL系列的ispLSI等在线可编程集成电路都也具有这种功能。PID(比例-积分-微分，proportional–integral–derivative)反馈逻辑运算通过PID控制器实现，PID控制其由比例单元P、积分单元I和微分单元D组成，是一个在工业控制应用中常见的反馈回路部件。PID控制器把收集到的数据和一个参考值进行比较，然后把这个差别用于计算新的输入值，这个新的输入值的目的是可以让系统的数据达到或者保持在参考值。和其他简单的控制运算不同，PID控制器可以根据历史数据和差别的出现率来调整输入值，这样可以使系统更加准确，更加稳定。本发明通过利用可编辑逻辑电路进行PID反馈逻辑运算，使得所述纳米超导量子干涉器件始终工作在工作点，反馈回路的反馈量即可反映被检样品自旋的极化变化信号，即可反映核自旋产生的核磁共振波谱信号。
请参阅图4，显示为纳米超导量子干涉器件测量核磁共振信号时的脉冲时序示意图，首先射频源发出核磁共振(NMR)射频脉冲，紧接着通过nanoSQUID电流脉冲使nanoSQUID工作在工作点，并通过nanoSQUID电压测量脉冲Vth测量nanoSQUID是否工作在工作点，通过FPGA反馈逻辑运算将nanoSQUID固定回工作点。需要指出的是，图4中的波形仅为示例，可以根据需要采用其它波形，此处不应过分限制本发明的保护范围。
本发明的磁共振成像方法利用纳米超导量子干涉器件作为探测器，可实现纳米级别分辨率的磁共振成像，测量不会受到振动和电场信号的干扰，样品可与探测器直接近距离耦合，成像范围加大，且可以在强磁场条件下工作，在自旋数目固定的情况下，强磁场可以增大NMR信号的大小，从而获得良好的成像质量。所述射频源及探测器可以集成于同一芯片上，若采用纳米线作为磁场梯度源，可实现磁场梯度源、射频源及探测器在同一芯片上的集成，而且全部用电信号读取，后期系统集成度高。本发明的磁共振成像方法成像分辨率高，可达1～100nm，可以用于探测微观世界，并且可以直接近距离探测样品，探测器与被检样品的耦合距离小于100nm或探测器直接与被检样品接触。
实施例二
本发明还提供一种磁共振成像装置，包括：
静磁场源，在被检样品所在空间形成静磁场；
射频源，用于激发被检样品的核磁共振；
磁场梯度源，在被检样品所在空间形成梯度磁场；
探测器，所述探测器为纳米超导量子干涉器件，用于直接与所述被检样品耦合以探测所述被检样品核自旋产生的核磁共振波谱信号；
图像形成装置，用于根据所述探测器探测得到的核磁共振波谱信号构建被检样品图像。
具体的，所述磁场梯度源为纳米导线或纳米磁体。所述纳米超导量子干涉器件的超导环面积小于1μm2。
请参阅图5，显示为本发明的磁共振成像装置的一个具体实施例的结构示意图，包括射频源A、磁场梯度源B及NanoSQUID测量回路C，需要指出的是，静磁场源及图像形成装置未示出。
具体的，所述射频源A由射频振荡器18、调制器19、脉冲信号发生器20、功率放大器21及纳米线9组成，其中，所述射频振荡器18与调制器19连接并与所述脉冲信号发生器20发出的基频信号相结合形成核磁共振中反转恢复或者自旋回波的等脉冲组合，经所述功率放大器21放大，并经所述纳米线9发射出去，激发被检样品的核磁共振。
所述磁场梯度源B由一电流源17与纳米线8组成，所述纳米线8的宽度为100nm～1μm，通过所述电流源17在所述纳米线8上施加电流，在所述纳米线8周围产生环绕磁场，形成大梯度磁场，磁场梯度可达0.05～5mT/nm。
所述NanoSQUID测量回路C由纳米超导量子干涉器件4、任意波形发生器10、衰减器11、前置放大器12、数据采集系统13、可编程逻辑器件14、电流源15及反馈线圈16组成。所述纳米超导量子干涉器件4作为探测器，其包括平面超导结构及形成于所述平面超导结构表面的至少一条纳米线，形成两个并联的纳米结，构成超导回路，即超导环。所述测量回路C分为两路，其中一路中，任意波形器10发出预设电流脉冲并经所述衰减器11施加到所述纳米超导量子干涉器件4上，使其工作在工作点(器件磁通调制的区域中心)；另外一路中，所述前置放大器12放大所述纳米超导量子干涉器件4的电压测量脉冲信号，放大信号被所述数据采集系统13所采集，通过可编辑逻辑电路14进行反馈逻辑运算，使所述电流源15产生特定大小电流并施加到反馈线圈16上，所述反馈线圈16作用于所述纳米超导量子干涉器件4，将其固定回工作点。
具体的，所述任意波形发生器10是信号源的一种，它具有信号源所有的特点，主要给被测电路提供所需要的已知信号(各种波形)，然后用其它仪表测量感兴趣的参数。所述任意波形发生器10通过设置于所述脉冲信号发生器20中的高精度时钟信号与所述脉冲信号发生器20同步，使得NMR射频脉冲与nanoSQUID电流脉冲及nanoSQUID电压测量脉冲同步，通过扫描磁场或者扫描射频磁场的频率即使获得共振区域内的NMR波谱信号。
通过反馈回路的反馈量，可以得到被检样品的磁共振波谱信号，所述图像形成装置根据探测器探测得到的核磁共振波谱信构建被检样品图像，其中，通过NMR波谱上共振峰的频率可以得到体像素的空间位置信息，共振峰的高度就是体像素的对比度。
具体的，本发明的磁共振成像装置中，纳米超导量子干涉器件(nanoSQUID)是依据临界电流-磁通调制曲线来测量自旋的。本发明的磁共振成像装置的使用方法为：对所述纳米超导量子干涉器件输入预设电流脉冲使其工作在工作点，若所述被检样品的核磁共振波谱信号耦合到所述纳米超导量子干涉器件将会引起磁通变化，使所述纳米超导量子干涉器件偏离工作点，利用可编辑逻辑电路进行PID反馈逻辑运算，并通过一由电流源控制的反馈线圈在所述纳米超导量子干涉器件上加一个反馈信号，将所述纳米超导量子干涉器件固定回工作点上，通过测量反馈回路的反馈量，即可得到被检样品的磁共振波谱信号。
本发明通过利用可编辑逻辑电路进行PID反馈逻辑运算，使得所述纳米超导量子干涉器件始终工作在工作点，反馈回路的反馈量可以反映被检样品自旋的极化变化信号，即可反映核自旋产生的核磁共振波谱信号。根据探测得到的核磁共振波谱信号与所述磁场梯度源产生的梯度磁场的空间分布信息即可建立被检样品的图像。
本发明的磁共振成像装置中，所述射频源及探测器可以集成于同一芯片上，若采用纳米线作为磁场梯度源，可实现磁场梯度源、射频源及探测器在同一芯片上的集成，而且全部用电信号读取，后期系统集成度高。本发明的磁共振成像装置分辨率高，可达1～10nm，可以用于探测微观世界，并且可以直接近距离探测样品，探测器与被检样品的耦合距离小于100nm或探测器直接与被检样品接触。
实施例三
当被检样品尺寸大于纳米超导量子干涉器件的大小，此时单个磁共振成像装置只能对样品的部分成像。如果要对整体成像的话，可以将纳米超导量子干涉器件排列成阵列，然后对被检样品各部分分别按照实施例一与实施例二中的方法成像，然后将图像整合成整体图像。图6显示为采用纳米磁体磁场梯度源并以纳米超导量子干涉器件阵列作为核磁共振波谱信号的探测器时的磁共振成像示意图，其中为了作图清晰，省略掉了nanoSQUID的电路引线，其电路测量回路与单个nanoSQUID作为探测器时的磁共振成像装置的测量回路相同，按照测量需求，每个nanoSQUID都要建立一个独立的测量通道，每个测量通道的具体成像方法、原理及装置和单个成像装置成像时相同，此处不再赘述。
实施例四
本实施例与实施例三采用基本相同的技术方案，不同之处在于实施例一中采用纳米磁体磁场梯度源为被检样品内部自旋定位，而本实施例中采用纳米线磁场梯度源为被检样品内部自旋定位。
请参阅图7，显示为采用吗纳米线磁场梯度源并以纳米超导量子干涉器件阵列作为核磁共振波谱信号的探测器时的磁共振成像示意图，其中，纳米线磁场梯度源与超导量子干涉器件集成于同一芯片上，所述纳米线磁场梯度源设置于纳米超导量子干涉器件阵列之间。其中，横向的纳米线磁场梯度源与纵向的纳米线梯度源可以相连，也可以不相连。
采用纳米超导量子干涉器件阵列作为核磁共振波谱信号的探测器可以分步对被检样品各部位成像，然后整合得到被检样品的整体图像，不仅适用于微观样品的高分辨率成像，还适用于大尺寸样品的高分辨率成像。
综上所述，本发明的磁共振成像方法及装置利用纳米超导量子干涉器件(nanoSQUID)作为磁共振成像(MRI)中核磁共振(NMR)波谱信号的探测器，实现纳米级别分辨率的磁共振成像。纳米超导量子干涉器件由于超导环面积较小，从而不易受到外界磁场、振动和电场信号的干扰，无须作单独磁屏蔽隔离，被检样品可与探测器直接近距离耦合或直接接触耦合并同时冷却到超导温度以下，成像范围较大，在表征微观样品的磁属性和探测微观自旋中表现突出，可达到单电子自旋测量的灵敏度。同时，纳米超导量子干涉器件因其平面结构可以承受较大的平行临界磁场，可以在强磁场条件下工作，在自旋数目固定的情况下，强磁场可以增大核磁共振信号的大小。此外，利用纳米线作为磁场梯度源，可实现磁场梯度源、探测器和射频源在同一芯片上的集成，而且全部用电信号读取，后期系统集成度高。所以，本发明有效克服了现有技术中的种种缺点而具高度产业利用价值。
上述实施例仅例示性说明本发明的原理及其功效，而非用于限制本发明。任何熟悉此技术的人士皆可在不违背本发明的精神及范畴下，对上述实施例进行修饰或改变。因此，举凡所属技术领域中具有通常知识者在未脱离本发明所揭示的精神与技术思想下所完成的一切等效修饰或改变，仍应由本发明的权利要求所涵盖。

Claims (14)

1.一种磁共振成像方法，其特征在于，至少包括以下步骤：
将被检样品放置于磁场梯度源与纳米超导量子干涉器件的作用范围内，采用静磁场源对被检样品施加静磁场，采用射频源对所述被检样品施加核磁共振射频脉冲以激发所述被检样品使其发生核磁共振信号；
采用所述纳米超导量子干涉器件与被检样品直接耦合以探测所述被检样品产生的核磁共振波谱信号；利用所述纳米超导量子干涉器件探测被检样品产生的核磁共振波谱信号的方法为：对所述纳米超导量子干涉器件输入预设电流脉冲使其偏置在工作点，若所述被检样品的核磁共振信号耦合到所述纳米超导量子干涉器件将会引起磁通变化，使所述纳米超导量子干涉器件偏离工作点，利用可编程逻辑电路进行PID反馈逻辑运算，并控制电流源通过反馈线圈在所述纳米超导量子干涉器件上加一个反馈磁通信号，将所述纳米超导量子干涉器件固定回工作点上，通过测量反馈回路的反馈量，得到被检样品的核磁共振波谱信号；
根据探测得到的核磁共振波谱信号与所述磁场梯度源产生的梯度磁场的空间分布信息建立被检样品的图像。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于：采用射频源激发被检样品的方法为：采用连续射频源，利用混频器或调制器和一个基频信号相结合形成脉冲射频信号，所述脉冲射频信号，作为核磁共振激发脉冲组合，在射频源终端产生射频磁场，激发所述被检样品。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于：通过扫描磁场或者扫描射频磁场的频率进行定位，即时获得共振区域内的核磁共振波谱信号。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于：所述磁场梯度源产生的磁场梯度为0.05～5mT/nm。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于：所述纳米超导量子干涉器件与被检样品之间的距离小于100nm。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于：所述磁场梯度源由电流通过纳米导线得到，所述纳米导线的宽度为100nm～1μm。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于：所述磁场梯度源为纳米磁体，所述纳米磁体的端部尺寸为100nm～1μm。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于：所述磁场梯度源产生二维梯度磁场或三维梯度磁场。
9.一种磁共振成像装置，其特征在于，包括：
静磁场源，在被检样品所在空间形成静磁场；
射频源，用于激发被检样品的核磁共振信号；
磁场梯度源，在被检样品所在空间形成梯度磁场；
探测器，所述探测器为纳米超导量子干涉器件，通过对所述纳米超导量子干涉器件输入预设电流脉冲使其偏置在工作点，若所述被检样品的核磁共振信号耦合到所述纳米超导量子干涉器件将会引起磁通变化，使所述纳米超导量子干涉器件偏离工作点，利用可编程逻辑电路进行PID反馈逻辑运算，并控制电流源通过反馈线圈在所述纳米超导量子干涉器件上加一个反馈磁通信号，将所述纳米超导量子干涉器件固定回工作点上，通过测量反馈回路的反馈量，得到被检样品的核磁共振波谱信号；
图像形成装置，用于根据所述探测器探测得到的核磁共振波谱信号构建被检样品图像。
10.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于：所述磁场梯度源为纳米导线或纳米磁体。
11.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其特征在于：所述磁场梯度源为纳米导线，所述磁场梯度源、射频源及探测器集成于同一芯片上。
12.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于：所述纳米超导量子干涉器件的超导环面积小于1μm2。
13.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于：所述磁共振成像装置的分辨率为1～100nm。
14.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于：所述探测器与被检样品的耦合距离小于100nm。
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Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107064838B (zh) * 2017-04-25 2023-04-28 北京青檬艾柯科技有限公司 一种能够形成变梯度静磁场的磁体系统结构及测量方法
US10705166B2 (en) * 2017-05-18 2020-07-07 Synaptive Medical (Barbados) Inc. Transmit coil frequency response correction for magnetic resonance imaging
CN109212440B (zh) * 2018-10-31 2020-12-25 中国科学技术大学 一种基于固态自旋的磁场测量方法及装置和磁场测量系统
EP3800479B1 (de) * 2019-10-02 2023-03-22 Siemens Healthcare GmbH Magnetresonanztomograph mit einer leitung mit sensor zum erfassen leitungsgebundener störungen
CN111025206B (zh) * 2019-12-20 2022-08-12 北京航天控制仪器研究所 一种基于原子磁共振的静磁场空间分布测量系统及方法
CN112230171B (zh) * 2020-09-08 2022-11-25 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振接收机、磁共振系统和信号接收方法
FR3117218B1 (fr) 2020-12-03 2023-03-17 Chipiron Système de détection et d'acquisition RF bas-bruit à base de SQUID et équipements intégrant ce système
CN113341353B (zh) * 2021-05-12 2023-05-09 北京航天控制仪器研究所 基于数字微镜阵列的小尺度空间磁场梯度测量系统及方法
CN113466279B (zh) * 2021-06-30 2024-03-29 中国科学技术大学 宽场超分辨自旋磁成像装置及方法

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5351006A (en) * 1992-02-07 1994-09-27 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Method and apparatus for correcting spatial distortion in magnetic resonance images due to magnetic field inhomogeneity including inhomogeneity due to susceptibility variations
WO1995003550A1 (de) 1993-07-22 1995-02-02 Josef Constantin Szeles Verfahren und vorrichtung zur bildung einer abbildung von einem körper unter ausnützung der kernspinresonanz
AP2004003127A0 (en) * 2002-02-06 2004-09-30 Univ California Squid detected NMR and MR1 at ultralow fields
JP2005137411A (ja) 2003-11-04 2005-06-02 Kanazawa Inst Of Technology 磁気共鳴イメージング装置
WO2008022410A1 (en) * 2006-08-25 2008-02-28 Commonwealth Scientific And Industrial Research Organisation Method and apparatus for nano-scale squid
WO2009079054A2 (en) * 2007-09-21 2009-06-25 The Regents Of The University Of California Radio frequency atomic magnetometer
WO2009046139A1 (en) * 2007-10-01 2009-04-09 California Institute Of Technology Tomographic imaging with a stripe-like shaped sensor
GB0810322D0 (en) * 2008-06-05 2008-07-09 Cryogenic Ltd Magnetic resonance imaging apparatus and method
CN101430371B (zh) * 2008-12-19 2012-07-18 中国科学院电工研究所 一种磁共振成像的方法及其装置
US8164333B2 (en) * 2009-05-28 2012-04-24 International Business Machines Corporation Magnetic resonance force detection apparatus and associated methods
KR101050153B1 (ko) * 2009-09-21 2011-07-19 한국표준과학연구원 자기장 생성 장치, 자기장 생성 방법, 저 자기장 핵자기 공명 장치, 및 저 자기장 자기 공명 영상 장치
US20110077718A1 (en) * 2009-09-30 2011-03-31 Broadcom Corporation Electromagnetic power booster for bio-medical units
JP4811751B1 (ja) 2010-06-16 2011-11-09 学校法人金沢工業大学 観測・勾配磁場コイルおよび小動物用生体磁気測定装置
KR101206727B1 (ko) * 2011-01-03 2012-11-30 한국표준과학연구원 저자기장 핵자기공명 장치 및 저자기장 핵자기공명 방법
CN102068256B (zh) 2011-01-31 2012-10-24 汕头市超声仪器研究所有限公司 一种基于squid的手持式超低场mri系统
KR101287426B1 (ko) * 2011-10-26 2013-07-18 한국표준과학연구원 극저자기장 핵자기 공명 물체 식별 방법 및 극저자기장 핵자기 공명 물체 식별 장치
CN103616650B (zh) 2013-11-25 2017-04-19 中国科学院上海微系统与信息技术研究所 一种基于预失真的超导磁补偿装置及方法

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