Material and methodsCurrently, micr

Material and methods
Currently, micro-Tesla NMR research is mostly being conducted by
groups with experience in sensitive SQUID bio-magnetic measurement
since the technique requires specific know-how. However, micro-Tesla
NMR is also challenged by the switching on and off of the magnetic
fields. Most groups who conducted such bio-magnetic measurements
were still using MSRs designed for MEG or magneto-cardiography
(MCG). Recently, people noticed that such an MSR is not suitable for a
micro-Tesla NMR application because of the generation of eddy current
loops along the closed metallic wall. An eddy current along the MSR
wall generates a nT-level magnetic field inside the MSR persisting for
a second or more. This is much stronger than the expected strength of
an NMR signal. Meanwhile, waiting for enough decay of the eddy current
would result in decay of the sample magnetization beforehand. Another
problem with an MSR is the magnetization of its walls. To prevent
these problems, several researchers suggested the introduction of a
compensation coil. Recently, a compensation coil placed inside the
MSR in such a way that its magnetic field could neutralize the magnetic
field on the MSR wall has been suggested, where the compensation coil
could be designed numerically (Hwang et al., 2011, 2012), or analytically
(Nieminen et al., 2011). The compensation coil, if properly designed
and implemented, could significantly reduce eddy currents around the
MSR by neutralizing the magnetic field on the MSR wall generated by
the strong Bp coil. For our research, in addition to the cancelation coil,
we built a specially designed MSR to further reduce the eddy current
problem. The inner-most shell of the aluminum panels of our MSR
is separated into small panels to prevent the generation of an
electrically-closed circuit (Kim et al., 2013). Of course, the outermost
aluminum shell forms a closed surface to play its role as the conventional
RF shield. Between the aluminum shells, Mu-metal layers are placed
to shield from low-frequency magnetic noises. The Mu-metal shells
are designed to be effectively demagnetized wall-by-wall using an orthogonal,
magnetic-flux-circuit scheme (Kim et al., 2013) (Fig. 2a).
We adopted a DC-SQUID (CE2Blue; Supracon AG, Germany), with a
second-order gradiometric pickup coil made of a 125 μm Nb wire with
65 mm diameter and 50 mm baseline, as the NMR signal detector for
the micro-Tesla NMR/MRI system. The second-order gradiometer is
wrapped with island-aluminized Mylar film to reduce RF interference,
and the DC-SQUID is additionally shielded with a superconducting Nb
cast can of 99.9% purity to protect the detector from the strong magnetic
field generated by the Bp coil. The total environmental noise floor of the
system was about 2.2 fT/ ffiffiffiffiffiffi
Hz p at 100 Hz.
In a conventional NMR system, the magnetization and relaxation
characteristics of a sample are decided only by its main external magnetic
field. However, in the micro-Tesla NMR, the main field can be separated
into two sorts of fields, the Bp and the Bm. The micro-Tesla NMR
system is operated in the lower strength field of the Bm (micro-Tesla
range). The Bp is supplied by a coil separate from the Bm coil, and should
be turned off after providing the sample with the magnetization needed
to produce an NMR signal. Fig. 2a shows the coil configuration of our
micro-Tesla MRI system. A 240-turn, copper-wire-wound, solenoid Bp
coil (outer diameter 38 mm, length 62 mm) was used to generate ~52 mT. The homogeneity of the Bm coil was improved by making it a
double Helmholtz coil (Franzen, 1962). The current source was connected
to the Bm coil through two different switchable power resistors
for the K-step (following paragraph) and solid state relays (SSR). The
switchable resistors determined two different magnetic field strengths,
one corresponding to the Larmor frequency of the simulated brainwave
(SBW) and the other for the NMR measurement. A Maxwell-type coil
was used for the Gz gradient. Gx and Gy gradient coils were constructed
with four-paired, rectangular coils. Bipolar power supplies are used as
the current sources for the gradient coils. The currents of all the coils
were controlled by SSRs or mechanical relays. These relays were remotely
switched by a timing board and connected by optical fibers to
prevent interference from outside electronic noises, and the formation
of a ground loop. Bidirectional, transient-voltage-suppressing diodes
and non-inductive resistors were connected in parallel with all coils
for shunting the dark current noise during switch-off. A two-channel,
arbitrary-function generator was used as an AC current source for
each dipole in the phantom. High-pass filters were used to remove the
DC-offset. Since the phases of the applied AC currents at each dipole must be constant during experiments, we precisely controlled the duration
to make an integer multiple of the frequency of the SBW.
Fig. 2b shows a two-dipole phantom for the micro-Tesla BMR experiment.
We made two current dipoles with 0.5 mm copper wires of 9 mm
length. The center of one dipole was placed 22 mm away from that of
the other. The phantom was made of a glass bottle of 27 mm outer diameter
and 73 mm length. In order to generate an ionic volumecurrent
effect, the bottle was filled with 0.8% saline.
Fig. 3 shows the pulse sequences used in this study. Initially the Bp
was applied to form a net sample-magnetization toward the direction
of Bm in the case of the BMR experiment. After Bp was turned off, Bm
and the AC current corresponding to the SBW were applied for the
duration of the tSBW. During this process, AC local currents flowed
through the current dipoles in the phantom and generated AC magnetic
fields. Then the spins around the current dipoles resonated with the AC
magnetic fields of Larmor frequency, corresponding to the Bm, and
began to be tilted with an angular velocity proportional to the strength
of the AC magnetic field. After the tSBW, the Bm was stepped up to a measurement
frequency range and produced free precession decay (FPD) or
echo signals. In the case of the MRI experiment (Fig. 3b), gradient fields
were turned on simultaneously with the step-up of Bm, after the time
tSBW. During this process, the spins precessed about the direction of
the Bm with different frequencies and phases generated by additional
gradient fields. After the time tPW, the polarity of the Gx was reversed.
Then the SQUID measured the echo signal. In the case of the usual MRI
experiment (Fig. 7a), however, the time duration of tSBW was removed.
By this we mean that after the Bp, with direction perpendicular to that
of the Bm, is turned off, the Bm and gradient fields are turned on
simultaneously.
The step-up of Bm is an essential technique for BMR and we call it K-step
(Kim, 2012). There are two major advantages to using K-step. One advantage
is that the brain signal is continuous in the BMR scheme. It is
impossible to control the spontaneous brain signal. Therefore, it is necessary
to separate the NMR/MRI signal from the brain MEG signal of the
same frequency. The main purpose of the K-step is to decouple the FPD
or spin echo signal from the MEG signal by changing the frequency of the detection signal. For example, once a magnetization component
projected into the plane orthogonal to the Bm direction was formed by
the BMR tipping process with a 1-μT Bm, we could alter the detection
frequency arbitrarily by changing the Bm; we could choose to step up
the Bm to 100 μT, to give a signal of about 4.2 kHz. The other advantage
is related to a concomitant gradient field. Maxwell equations indicate
that gradient fields are always related with another gradient field component,
the concomitant gradient field (Myers et al., 2005; Norris and
Hutchison, 1990). If the strength of Bm is comparable with that of the
gradient fields when the spins are mainly aligned to the direction of
the weak Bm, then the relatively high concomitant field influences the
spin motion. Due to this effect, the spin begins rotating along the axis
of the vector sum of the Bm and the concomitant field connected with
the frequency encoding gradient (Gx), and makes an echo signal. For example,
when we were trying to detect a 43 Hz gamma wave, the Bm was
about 1 μT. For the Gx of 0.13 μT/cm and the dimensions of the bottle,
the maximum strength of the concomitant field was about 0.47 μT.
The comparable concomitant field strength messed up the expected
spin dynamics. Therefore, the measurement frequency had to be
stepped up to a much higher frequency to ignore the concomitant
field effect. In our experiment, we used K-step to increase the measurement
frequency to about 1.45 kHz, corresponding to a Bm of 34 μT. The
maximum strength of the concomitant field was only 1.4% of the Bm. A
similar trial for the purpose of reducing the effects of the concomitant
field by changing Bm during phase encoding has been introduced
(Myers et al., 2005). Moreover, there are some other advantages from
using the K-step. The low frequency of the BMR signal and the relatively
wide bandwidth of the proton resonance peak, make it difficult to use a
conventional image sequence for the micro-Tesla MRI. Several steps in
the gradient field strength, due to such a weak external Bm, will touch
zero frequency. This problem can be solved by stepping up the Bm up
to several tenths or hundreds of μT. Also we might arbitrarily choose a
low-noise band as a detection band. Usually, we can detect 1/f noise
in a low frequency range because of flicker-current noise from the coil
system in the micro-Tesla NMR system. Besides, current sources for gradient
fields could be severely contaminated by the power line noise and
its harmonics. We could be free from those particular noise peaks.
During the BMR experiment, the frequency of the applied AC current
at the dipole was 43.33 Hz (gamma brainwave) which corresponds to a
Bm strength of 1.02 μT.

ผลลัพธ์ (ไทย) 1:

วัสดุและวิธีการปัจจุบัน วิจัยไมโคร Tesla NMR จะส่วนใหญ่จะดำเนินการโดยกลุ่มที่ มีประสบการณ์ในวัดแม่เหล็กชีวภาพปลาหมึกที่สำคัญเนื่องจากเทคนิคต้องการความรู้เฉพาะ อย่างไรก็ตาม ไมโคร Teslaนอกจากนี้ยังมีท้าทาย NMR โดยการสลับ และ ออกแบบแม่เหล็กเขตข้อมูล ส่วนใหญ่กลุ่มผู้ดำเนินการประเมินดังกล่าวแม่เหล็กชีวภาพยังใช้ MSRs มาเม็กหรือ magneto cardiography(ไมโครกรัม) ล่าสุด คนพบว่า MSR ที่ไม่เหมาะสมกับการไมโคร-Tesla NMR ประยุกต์ เพราะรุ่นปัจจุบัน eddyวนรอบตามผนังโลหะปิด เอ็ดดี้เป็นปัจจุบันตาม MSRผนังสร้างสนามแม่เหล็กระดับ nT ภายใน MSR persisting สำหรับสองตัวหรือมากกว่า นี้จะแกร่งกว่าคาดความแข็งแรงของมี NMR สัญญาณ ในขณะเดียวกัน รอพอผุของเอ็ดดี้ปัจจุบันจะทำให้ผุ magnetization ตัวอย่างล่วงหน้า อีกปัญหาการ MSR magnetization ของกำแพงได้ เพื่อป้องกันไม่ให้ปัญหาเหล่านี้ แนะนำแนะนำนักวิจัยหลายแบบค่าตอบแทนม้วน ล่าสุด ค่าตอบแทนขดวางอยู่ภายในMSR ในลักษณะที่เป็นสนามแม่เหล็กสามารถแก้แบบแม่เหล็กบนผนัง MSR ได้ถูกแนะนำ ที่ม้วนแทนสามารถออกแบบเรียงตามตัวเลข (Hwang et al., 2011, 2012), หรือ analytically(Nieminen et al., 2011) ขดลวดค่าตอบแทน ถ้าออกแบบมาอย่างถูกต้องและดำเนินการ สามารถลดกระแส eddy สถานMSR โดย neutralizing สนามแม่เหล็กบนผนัง MSR ที่สร้างขึ้นโดยขดลวด Bp แข็งแรง การวิจัยของเรา นอกจากม้วนยกเลิกเราสร้าง MSR ที่ออกแบบมาเป็นพิเศษเพื่อลด eddy ปัจจุบันปัญหา เปลือกด้านในสุดของแผงอลูมิเนียมของ MSR ของเราแบ่งออกเป็นแผ่นเล็กเพื่อป้องกันการสร้างการปิดด้วยระบบไฟฟ้าวงจร (Kim et al., 2013) แน่นอน ด้านนอกสุดเปลือกอลูมิเนียมรูปแบบพื้นผิวปิดของบทบาทเป็นการทั่วไปRF โล่ ระหว่างเปลือกหอยอลูมิเนียม โลหะหมู่ชั้นอยู่เพื่อป้องกันจากความถี่ต่ำเสียงแม่เหล็ก เปลือกโลหะหมู่ออกแบบมา ได้อย่างมีประสิทธิภาพ demagnetized-โดยกำแพงใช้เป็น orthogonalโครงร่างเหล็กไหลวงจร (Kim et al., 2013) (Fig. 2a)เรานำมาใช้เป็น DC-ปลาหมึก (CE2Blue Supracon AG เยอรมัน), มีการทำ gradiometric สองสั่งเบิกขดลวดกับ Nb 125 μm65 มม. 50 มม.และเส้นผ่าศูนย์กลางหลัก เป็นเครื่องตรวจจับสัญญาณ NMR สำหรับNMR Tesla ไมโคร/ระบบ MRI Gradiometer ลำดับที่สองคือห่อ ด้วยฟิล์ม Mylar เกาะ aluminized เพื่อลดสัญญาณรบกวน RFและนอกจากนี้มีป้องกันหมึก DC กับ superconducting Nbนักแสดงสามารถของความบริสุทธิ์ 99.9% เพื่อป้องกันการตรวจจับจากแรงแม่เหล็กฟิลด์ที่สร้างขึ้น โดยม้วน Bp ชั้นรบกวนรวมของการระบบได้ประมาณ 2.2 ฟุต / ffiffiffiffiffiffiพี Hz ที่ 100 Hzในระบบ NMR ธรรมดา magnetization และผ่อนคลายลักษณะของตัวอย่างจะตัดสิน โดยภายนอกหลักการแม่เหล็กฟิลด์ อย่างไรก็ตาม ใน NMR ไมโคร Tesla ฟิลด์หลักสามารถแยกออกในการเรียงลำดับที่สองของเขตข้อมูล Bp Bm NMR Tesla ไมโครระบบจะดำเนินการในด้านความแข็งแรงต่ำการ Bm (Tesla ไมโครช่วง) Bp จะกำหนดให้ โดยแยกขดขดลวดมาพัน Bm และควรจะปิดหลังจากการให้ตัวอย่าง magnetization ที่จำเป็นการผลิตการสัญญาณ NMR Fig. 2a แสดงโครงแบบขดลวดของเราระบบ MRI Tesla ไมโคร Solenoid 240 เลี้ยว ทองแดงลวด แผล Bpขดลวด (เส้นผ่าศูนย์กลางนอก 38 มม. ความยาว 62 mm) ถูกใช้เพื่อสร้าง ~ 52 ภูเขา Homogeneity ของขด Bm ถูกปรับปรุงโดยการม้วน Helmholtz คู่ (Franzen, 1962) มีการเชื่อมต่อแหล่งข้อมูลปัจจุบันการม้วน Bm ผ่าน resistors switchable พลังงานแตกต่างกันสองK ขั้นตอน (ย่อหน้าต่อไปนี้) และของแข็งรีเลย์ (SSR) ที่switchable resistors กำหนดสองต่าง ๆ สนามแม่เหล็กฟิลด์จุดแข็งหนึ่งที่สอดคล้องกับความถี่ Larmor ของ brainwave จำลอง(SBW) และอื่น ๆ สำหรับการประเมิน NMR แมกซ์เวลล์ชนิดขดใช้สำหรับการไล่ระดับสีหน้า สร้าง Gx และขดลวดไล่ระดับ Gyกับขดลวด คู่ 4 สี่เหลี่ยม ใช้เป็นเครื่องกำเนิดไฟฟ้าไฟที่ไบโพลาร์แหล่งปัจจุบันสำหรับขดลวดไล่ระดับ กระแสของขดลวดทั้งหมดถูกควบคุม โดย SSRs หรือถ่ายทอดข้อมูลแบบเครื่องจักรกล รีเลย์เหล่านี้ได้จากระยะไกลสลับ โดยคณะกรรมการกำหนดเวลา และเชื่อมต่อกัน ด้วยเส้นใยแสงป้องกันสัญญาณรบกวนจากภายนอกเสียงอิเล็กทรอนิกส์ และการก่อตัวของวนพื้นดิน แบบสองทิศทาง แบบฉับพลันแรงเมื่อไดโอดได้และไม่เหนี่ยว resistors เชื่อมต่อขนานกับขดลวดทั้งหมดสำหรับ shunting เสียงปัจจุบันเข้มระหว่างสวิตช์ปิด สองช่องสัญญาณเครื่องกำเนิดฟังก์ชันกำหนดใช้เป็น AC ปัจจุบันแต่ละ dipole ในผี ใช้ตัวกรองผ่านสูงเอาการDC-ออฟเซ็ท เนื่องจากเฟสของกระแส AC ใช้ที่ละ dipole ต้องคงในระหว่างการทดลอง เราแม่นยำควบคุมระยะเวลาต้องเป็นจำนวนเต็มหลายความถี่ของ SBWFig. 2b แสดงโขมดสอง dipole สำหรับทดลองไมโคร Tesla BMRเราทำ dipoles ปัจจุบันสอง ด้วยลวดทองแดง 0.5 mm 9 มม.ความยาว ศูนย์กลางของ dipole หนึ่งถูกวาง 22 มม.อยู่ที่อื่น ๆ ผีถูกทำมาจากขวดแก้วเส้นผ่าศูนย์กลางภายนอก 27 มม.และความยาว 73 มม. เพื่อสร้าง volumecurrent เป็น ionicผล ขวดถูกเติม ด้วยน้ำเกลือ 0.8%Fig. 3 แสดงลำดับการหมุนที่ใช้ในการศึกษานี้ ตอนแรกบีพีใช้แบบฟอร์มตัวอย่าง-magnetization สุทธิที่ต่อทิศทางของ Bm ในกรณีของ BMR ทดลอง หลังจาก Bp ถูกปิด Bmและ AC จะ SBW ปัจจุบันถูกนำไปใช้ในการระยะเวลาของการ tSBW ในระหว่างกระบวนการนี้ AC กระแสท้องถิ่นเกิดขึ้นผ่าน dipoles ปัจจุบันในแฝง และสร้าง AC แม่เหล็กเขตข้อมูล แล้ว สปินสถาน dipoles ปัจจุบัน resonated กับดำเนินการ ACสนามแม่เหล็กความถี่ Larmor ที่สอดคล้องกับ Bm และเริ่มจะยืด ด้วยความเร็วเชิงมุมเป็นสัดส่วนกับความแข็งแรงของสนามแม่เหล็ก AC หลังจาก tSBW, Bm ได้ก้าวขึ้นการประเมินช่วงความถี่และการหมุนควงฟรีผลิตผุ (FPD) หรือสะท้อนสัญญาณ ในกรณีของการทดลอง MRI (Fig. 3b), ไล่ระดับเขตถูกเปิดพร้อมกับ step-up ของ Bm หลังtSBW ในระหว่างกระบวนการนี้ สปินที่ precessed เกี่ยวกับทิศทางของบริษัทบีเอ็ม มีความถี่แตกต่างกันและระยะที่สร้างขึ้นเพิ่มเติมไล่ระดับเขต หลัง tPW ครั้ง มีกลับขั้วของ Gxแล้ว ปลาหมึกวัดสัญญาณสะท้อน ในกรณีของ MRI ปกติทดลอง (Fig. 7a) ไร ระยะเวลาของ tSBW ถูกเอาออกโดยนี้ เราหมายถึง ที่หลังจาก Bp มีทิศทางตั้งฉากกับของ Bm เปิด ปิด Bm และไล่ระดับเขตเปิดอยู่พร้อมกันStep-up ของ Bm เป็นเทคนิคจำเป็นสำหรับ BMR และเราเรียกว่า K ขั้นตอน(คิม 2012) มีผลดีสองใช้ K ขั้นตอน ข้อดีอย่างหนึ่งคือ ว่าสัญญาณสมองอย่างต่อเนื่องในโครงร่าง BMR จึงไม่สามารถที่จะควบคุมสัญญาณสมองขาด ดังนั้น จำเป็นในการแยกสัญญาณจากสมองที่เม็กสัญญาณของ NMR/MRIความถี่เดียวกัน วัตถุประสงค์หลักของขั้นตอน K จะ decouple FPDหรือหมุนสะท้อนสัญญาณจากสัญญาณเม็กโดยการเปลี่ยนความถี่ของสัญญาณตรวจสอบ ตัวอย่าง ส่วนประกอบ magnetization ครั้งคาดว่าเป็น orthogonal กับ Bm ทิศก่อตั้งขึ้นโดยเครื่องบินBMR ทิปปิ้งการกับ Bm 1 μT เราสามารถเปลี่ยนการตรวจพบความถี่ โดยการเปลี่ยน Bm โดย เราสามารถเลือกที่จะก้าวขึ้นBm กับ 100 μT ให้สัญญาณประมาณ 4.2 kHz ข้อดีอื่น ๆเกี่ยวข้องกับเขตไล่ระดับที่มั่นใจ การบ่งชี้สมการของแมกซ์เวลล์ที่ไล่ระดับสีจะเสมอสัมพันธ์กันกับส่วนประกอบอื่นฟิลด์ไล่โทนสีมั่นใจไล่ระดับฟิลด์ (เยอร์ส et al., 2005 นอร์ริส และHutchison, 1990) ถ้าความแรงของ Bm คือเปรียบเทียบกับของไล่ระดับเขตเมื่อสปินส่วนใหญ่จะจัดทิศทางของBm อ่อนแอ แล้วฟิลด์มั่นใจค่อนข้างสูงที่มีอิทธิพลต่อการหมุนเคลื่อนไหว เนื่องจากลักษณะพิเศษนี้ หมุนการเริ่มหมุนแกนของเวกเตอร์ ผลรวมของฟิลด์มั่นใจ Bm เชื่อมต่อกับความถี่ของการไล่ระดับสี (Gx), และทำให้การเข้ารหัสสัญญาณเสียงก้อง ตัวอย่างเมื่อเราพยายามตรวจหาคลื่นแกมมา 43 Hz, Bm ที่ถูกμT ประมาณ 1 สำหรับ Gx μT 0.13 เซนติเมตรและขนาดของขวดมีความแข็งแรงสูงสุดของฟิลด์มั่นใจเกี่ยวกับ 0.47 μTความแข็งแรงเทียบเท่ามั่นใจฟิลด์เลอะที่คาดหมุน dynamics ดังนั้น ความถี่ที่วัดได้เป็นก้าวขึ้นเป็นมากขึ้นความถี่เมินมั่นใจฟิลด์ผลการ ในการทดลองของเรา เราใช้ K-ขั้นตอนการเพิ่มการประเมินความถี่การประมาณ 1.45 kHz ที่สอดคล้องกับ Bm ของ 34 μT ที่ความแข็งแรงสูงสุดของฟิลด์ที่มั่นใจได้เพียง 1.4% ของ Bm. Aทดลองที่คล้ายกันเพื่อลดผลกระทบของมั่นใจฟิลด์ โดยเปลี่ยน Bm ในระหว่างขั้นตอนการเข้ารหัสมีการแนะนำ(ไมเออส์ et al., 2005) นอกจากนี้ มีข้อได้เปรียบอื่น ๆ จากใช้ K ขั้นตอน ความถี่ต่ำสัญญาณ BMR และค่อนข้างแบนด์วิดท์กว้างสูงสุดการสั่นพ้อง โปรตอนทำให้ยากที่จะใช้เป็นลำดับภาพธรรมดาสำหรับ MRI Tesla ไมโคร ขั้นตอนต่าง ๆ ในฟิลด์ไล่ระดับความแข็งแรง จากนั้นตัวอ่อนภายนอก Bm จะสัมผัสความถี่ศูนย์ ปัญหานี้สามารถแก้ไขได้ โดยการก้าวขึ้น Bm ที่ค่าหนึ่งหลายตำแหน่งหรือหลายร้อย μT นอกจากนี้ เราอาจโดยเลือกวงดนตรีเสียงต่ำเป็นวงตรวจสอบ โดยปกติ เราสามารถตรวจหาเสียง 1/fในช่วงความถี่ต่ำเนื่องจากปัจจุบันกะพริบเสียงขดลวดมาพันระบบในระบบไมโคร Tesla NMR นอกจาก ปัจจุบันแหล่งการไล่ระดับสีฟิลด์อาจจะรุนแรงปนเปื้อน โดยสัญญาณรบกวนในไฟฟ้า และของนิคส์ เราสามารถเป็นอิสระจากยอดเฉพาะเสียงเหล่านั้นในระหว่างการทดลอง BMR ความถี่ของกระแส AC ใช้ในแบบ dipole คือ Hz 43.33 (แกมมา brainwave) ซึ่งสอดคล้องกับการBm ที่ความแข็งแรงของ 1.02 μT

ผลลัพธ์ (ไทย) 2:

วัสดุและวิธีการในปัจจุบันการวิจัยไมโครเทสลา NMR ส่วนใหญ่จะถูกดำเนินการโดยกลุ่มที่มีประสบการณ์ในการวัดที่มีความสำคัญปลาหมึกชีวภาพแม่เหล็กตั้งแต่เทคนิคที่เฉพาะเจาะจงต้องรู้ อย่างไรก็ตามไมโครเทสลาNMR ยังเป็นที่ท้าทายโดยเปลี่ยนในและนอกของแม่เหล็กสาขา ส่วนใหญ่เป็นกลุ่มที่ดำเนินการตรวจวัดชีวภาพแม่เหล็กดังกล่าวยังคงใช้ MSRs ออกแบบมาสำหรับเครื่องกำเนิดไฟฟ้าหรือ MEG-cardiography (MCG) เมื่อเร็ว ๆ นี้พบว่าคนดังกล่าว MSR ไม่เหมาะสำหรับการประยุกต์ใช้ไมโครเทสลาNMR เพราะรุ่นปัจจุบันไหลวนลูปตามผนังโลหะปิด ไหลวนในปัจจุบันพร้อม MSR ผนังสร้าง NT-ระดับสนามแม่เหล็กภายใน MSR เกิดขึ้นเป็นครั้งที่สองหรือมากกว่า นี่คือความเข้มแข็งมากขึ้นกว่าที่คาดหวังของความแรงของสัญญาณ NMR ในขณะที่รอการสลายตัวเพียงพอของกระแสไหลวนจะส่งผลในการสลายตัวของการสะกดจิตตัวอย่างก่อน อีกปัญหาที่มี MSR คือการสะกดจิตของผนังของ เพื่อป้องกันไม่ให้ปัญหาเหล่านี้นักวิจัยหลายแนะนำแนะนำหนึ่งของขดลวดชดเชย เมื่อเร็ว ๆ นี้ขดลวดชดเชยวางภายในMSR ในลักษณะที่ว่าสนามแม่เหล็กที่สามารถแก้แม่เหล็กสนามบนผนังMSR ได้รับการแนะนำที่ขดลวดค่าตอบแทนจะได้รับการออกแบบตัวเลข(Hwang et al., 2011, 2012) หรือ วิเคราะห์(Nieminen et al., 2011) ขดลวดชดเชยถ้าออกแบบอย่างถูกต้องและดำเนินการอย่างมีนัยสำคัญสามารถลดกระแสไหลวนรอบMSR โดย neutralizing สนามแม่เหล็กบนผนัง MSR ที่เกิดจากขดลวดBp ที่แข็งแกร่ง สำหรับการวิจัยของเรานอกเหนือไปจากการยกเลิกขดลวดที่เราสร้างออกแบบมาเป็นพิเศษ MSR เพื่อลดกระแสไหลวนปัญหา เปลือกด้านในสุดของแผงอลูมิเนียมของ MSR ของเราแบ่งออกเป็นแผงขนาดเล็กเพื่อป้องกันไม่ให้การสร้างที่วงจรไฟฟ้าปิด(Kim et al., 2013) แน่นอนนอกเปลือกอลูมิเนียมแบบปิดผิวที่จะเล่นบทบาทของการเป็นธรรมดาโล่RF ระหว่างเปลือกหอยอลูมิเนียมชั้นหมู่บ้านโลหะจะถูกวางไว้เพื่อป้องกันจากความถี่ต่ำเสียงแม่เหล็ก เปลือกหอยหมู่โลหะถูกออกแบบมาให้มีประสิทธิภาพในการขจัดพลังแม่เหล็กผนังโดยผนังใช้มุมฉาก. แม่เหล็กฟลักซ์วงจรโครงการ (. คิม et al, 2013) (. รูปที่ 2a) เรานำมาใช้ DC-ปลาหมึก (CE2Blue; Supracon เอจี, เยอรมนี) มีคำสั่งที่สองขดลวดgradiometric รถกระบะทำจาก 125 ไมโครเมตรลวด Nb กับ65 มิลลิเมตรและ 50 มิลลิเมตรพื้นฐานเช่นเครื่องตรวจจับสัญญาณ NMR สำหรับระบบไมโครเทสลาNMR / MRI gradiometer สองเพื่อที่จะห่อด้วยฟิล์มMylar เกาะอลูมิเนียมเพื่อลดการรบกวน RF, และ DC-ปลาหมึกเป็นเกราะป้องกันนอกจากนี้ยังมียิ่งยวด Nb โยนกระป๋อง 99.9% ความบริสุทธิ์ในการป้องกันตรวจจับจากแม่เหล็กที่แข็งแกร่งสนามที่สร้างขึ้นโดยขดลวดพี. ชั้นเสียงสิ่งแวดล้อมทั้งหมดของระบบเป็นประมาณ 2.2 ฟุต / ffiffiffiffiffiffi พีเฮิร์ตซ์ที่ 100 Hz. ในระบบ NMR ธรรมดาดึงดูดและผ่อนคลายลักษณะของกลุ่มตัวอย่างที่มีการตัดสินใจโดยเฉพาะแม่เหล็กภายนอกหลักเขต อย่างไรก็ตามในไมโครเทสลา NMR สนามหลักที่สามารถแยกออกเป็นสองประเภทของสนามที่พีและBm ไมโครเทสลา NMR ระบบมีการดำเนินการในด้านความแข็งแรงล่างของ Bm (ไมโครเทสลาช่วง) ความดันโลหิตจะถูกส่งโดยแยกออกจากขดลวดขดลวด Bm และควรถูกปิดหลังจากที่ให้ตัวอย่างด้วยการสะกดจิตที่จำเป็นในการผลิตสัญญาณNMR รูป แสดงให้เห็นถึงการกำหนดค่า 2a ขดของเราไมโครเทสลาระบบMRI 240-turn ทองแดงลวดแผล Bp ขดลวดแม่เหล็กไฟฟ้าขดลวด(เส้นผ่าศูนย์กลางรอบนอก 38 มิลลิเมตรความยาว 62 มิลลิเมตร) ถูกนำมาใช้ในการสร้าง ~ 52 mT ความสม่ำเสมอของขดลวด Bm ได้รับการปรับปรุงด้วยการทำให้การให้ขดลวดHelmholtz คู่ (Franzen, 1962) แหล่งที่มาในปัจจุบันมีการเชื่อมต่อไปยังขดลวด Bm ผ่านสองตัวต้านทานอำนาจสลับที่แตกต่างกันสำหรับK-ขั้นตอน (ตามวรรค) และรีเลย์สถานะของแข็ง (SSR) ต้านทานสลับกำหนดจุดแข็งที่แตกต่างกันสองสนามแม่เหล็กหนึ่งที่สอดคล้องกับความถี่ Larmor ของคลื่นสมองจำลอง (SBW) และอื่น ๆ สำหรับการวัด NMR แมกซ์เวลขดลวดชนิดที่ใช้สำหรับการลาด Gz Gx Gy และขดลวดลาดถูกสร้างขึ้นด้วยสี่คู่ขดลวดเป็นรูปสี่เหลี่ยมผืนผ้า อุปกรณ์ไฟฟ้าสองขั้วจะถูกใช้เป็นแหล่งปัจจุบันสำหรับขดลวดลาด กระแสของขดลวดทั้งหมดถูกควบคุมโดย SSRs หรือรีเลย์กล รีเลย์ระยะไกลเหล่านี้ถูกเปลี่ยนตามที่คณะกรรมการกำหนดเวลาและเชื่อมต่อกันด้วยเส้นใยแสงเพื่อป้องกันการรบกวนจากเสียงอิเล็กทรอนิกส์นอกและการก่อตัวของห่วงดิน แบบสองทิศทางชั่วคราว-แรงดันปราบปรามไดโอดและตัวต้านทานที่ไม่ได้นำเข้ามาเชื่อมต่อในแบบคู่ขนานกับขดลวดทั้งหมดสำหรับการแบ่งเสียงในปัจจุบันเข้มในช่วงปิดสวิทช์ สองช่องทางเครื่องกำเนิดไฟฟ้าโดยพลการฟังก์ชั่นที่ใช้เป็นแหล่งที่มาของ AC ปัจจุบันสำหรับแต่ละขั้วในผี กรองความถี่สูงถูกนำมาใช้ในการลบDC-ชดเชย ตั้งแต่ขั้นตอนของกระแส AC นำมาใช้ในแต่ละขั้วจะต้องมีอย่างต่อเนื่องในช่วงการทดลองเราควบคุมอย่างแม่นยำระยะเวลาที่จะทำให้หลายจำนวนเต็มของความถี่ของSBW ที่. รูป 2b แสดงให้เห็นภาพหลอนสองขั้วสำหรับไมโครเทสลา BMR ทดลอง. เราทำสองไดโพลในปัจจุบันมี 0.5 มมสายทองแดงของ 9 มมความยาว ศูนย์กลางของขั้วหนึ่งถูกวางไว้ 22 มมออกไปจากที่อื่นๆ ผีทำจากขวดแก้ว 27 มิลลิเมตรเส้นผ่าศูนย์กลางรอบนอกและระยะ73 มม เพื่อที่จะสร้าง volumecurrent อิออนมีผลบังคับใช้ขวดก็เต็มไปด้วยน้ำเกลือ0.8%. รูป 3 แสดงให้เห็นถึงลำดับการเต้นของชีพจรที่ใช้ในการศึกษาครั้งนี้ ในขั้นต้นของ BP ถูกนำไปใช้ในรูปแบบสุทธิตัวอย่างดึงดูดต่อทิศทางของ Bm ในกรณีของการทดลอง BMR หลังจาก Bp ถูกปิด Bm และ AC ปัจจุบันสอดคล้องกับ SBW ถูกนำไปใช้สำหรับระยะเวลาของการtSBW ในระหว่างกระบวนการนี้กระแสท้องถิ่น AC ไหลผ่านไดโพลในปัจจุบันผีและสร้างแม่เหล็กAC สาขา แล้วหมุนไปรอบ ๆ ไดโพลในปัจจุบันสะท้อนกับ AC สนามแม่เหล็กความถี่ Larmor สอดคล้องกับ Bm และเริ่มที่จะเอียงด้วยความเร็วเชิงมุมสัดส่วนกับความแรงของสนามแม่เหล็กAC หลังจากที่ tSBW, Bm ถูกก้าวขึ้นไปวัดช่วงความถี่และผลิตผุprecession ฟรี (FPD) หรือสัญญาณเสียงสะท้อน ในกรณีที่มีการทดลอง MRI (รูป. 3b) ที่ทุ่งลาดถูกเปิดพร้อมกันกับขั้นตอนของBm หลังจากเวลาtSBW ในระหว่างกระบวนการนี้หมุน precessed เกี่ยวกับทิศทางของBm กับความถี่ที่แตกต่างและขั้นตอนการสร้างโดยเพิ่มเติมทุ่งลาด หลังจากที่เวลา TPW ที่ขั้วของ Gx ที่เป็นตรงกันข้าม. แล้วปลาหมึกวัดสัญญาณเสียงสะท้อน ในกรณีปกติถ่ายภาพ mri ทดลอง (รูป. 7a) แต่ระยะเวลาของ tSBW จะถูกลบออก. จากนี้เราหมายถึงว่าหลังจากที่พีที่มีทิศทางที่ตั้งฉากกับที่ของ Bm ที่ถูกปิดที่ Bm และการไล่ระดับสี สาขาที่จะเปิดพร้อมกัน. ขั้นตอนขึ้นจาก Bm เป็นเทคนิคที่จำเป็นสำหรับ BMR และเราเรียกว่า K-ขั้นตอน(คิม 2012) มีสองข้อได้เปรียบที่สำคัญในการใช้ K-เป็นขั้นตอน ข้อดีอย่างหนึ่งคือการที่สัญญาณสมองอย่างต่อเนื่องในโครงการ BMR มันเป็นไปไม่ได้ที่จะควบคุมสัญญาณสมองที่เกิดขึ้นเอง ดังนั้นจึงมีความจำเป็นที่จะแยก NMR / สัญญาณจาก MRI สมองสัญญาณ MEG ของความถี่เดียวกัน วัตถุประสงค์หลักของ K-ขั้นตอนคือการแยก FPD หรือหมุนสัญญาณสะท้อนจากสัญญาณ MEG โดยการเปลี่ยนความถี่ของสัญญาณการตรวจสอบที่ ยกตัวอย่างเช่นที่ครั้งหนึ่งเคยเป็นองค์ประกอบที่ดึงดูดเข้าฉายฉากเครื่องบินไปยังทิศทาง Bm ถูกสร้างขึ้นโดยกระบวนการให้ทิปกับBMR 1 μT Bm เราสามารถปรับเปลี่ยนการตรวจสอบความถี่โดยพลการโดยการเปลี่ยนBm นั้น เราสามารถเลือกที่จะก้าวขึ้นBm ถึง 100 μTเพื่อให้สัญญาณประมาณ 4.2 kHz ประโยชน์อื่น ๆที่เกี่ยวข้องกับสนามลาดด้วยกัน สมการแมกซ์เวลแสดงให้เห็นว่าสนามลาดที่เกี่ยวข้องเสมอกับองค์ประกอบสนามลาดอีกสนามลาดด้วยกัน(ไมเออร์, et al, 2005;. นอร์ริและฮัทชิสัน, 1990) หากความแข็งแรงของ Bm เทียบกับที่ของสาขาลาดเมื่อหมุนส่วนใหญ่มีความสอดคล้องกับทิศทางของBm อ่อนแอแล้วสนามด้วยกันค่อนข้างสูงมีผลต่อการเคลื่อนไหวของสปิน เนื่องจากผลกระทบนี้จะเริ่มหมุนหมุนตามแกนของจำนวนเงินเอาเวกเตอร์ของ Bm และเขตด้วยกันที่เกี่ยวข้องกับการไล่ระดับสีเข้ารหัสความถี่(Gx) และทำให้สัญญาณเสียงสะท้อน ตัวอย่างเช่นเมื่อเราได้พยายามตรวจสอบคลื่นแกมมา 43 เฮิรตซ์ Bm เป็นประมาณ1 μT สำหรับ Gx 0.13 μT / ซม. และขนาดของขวดที่มีความแข็งแรงสูงสุดของสนามด้วยกันประมาณ0.47 μT. ความแรงของสนามด้วยกันเปรียบ messed up ที่คาดว่าการเปลี่ยนแปลงของสปิน ดังนั้นการวัดความถี่ได้ที่จะก้าวขึ้นไปความถี่สูงมากที่จะไม่สนใจกันสนามผล ในการทดลองของเราเราใช้ K-ขั้นตอนเพื่อเพิ่มการวัดความถี่ประมาณ1.45 เฮิร์ทซ์ที่สอดคล้องกับ Bm 34 μT ความแข็งแรงสูงสุดของสนามด้วยกันเป็นเพียง 1.4% ของ Bm ทดลองที่คล้ายกันเพื่อวัตถุประสงค์ในการลดผลกระทบจากการเกิดขึ้นพร้อมกันที่สนามโดยการเปลี่ยน Bm ในระหว่างขั้นตอนการเข้ารหัสได้รับการแนะนำ (ไมเออร์ et al., 2005) นอกจากนี้ยังมีข้อดีอื่น ๆ บางจากการใช้K-ขั้นตอน ความถี่ต่ำของสัญญาณ BMR และค่อนข้างแบนด์วิดธ์กว้างของเสียงสะท้อนสูงสุดโปรตอนทำให้มันยากที่จะใช้ลำดับภาพธรรมดาสำหรับไมโครเทสลาMRI หลายขั้นตอนในความแรงของสนามลาดเนื่องจากเช่น Bm ภายนอกที่อ่อนแอจะสัมผัสศูนย์ความถี่ ปัญหานี้สามารถแก้ไขได้ด้วยการก้าวขึ้น Bm ขึ้นหลายสิบหรือหลายร้อยμT นอกจากนี้เราอาจจะเลือกพลวงเสียงรบกวนต่ำเป็นวงดนตรีการตรวจสอบ ปกติเราสามารถตรวจสอบ 1 / f เสียงในช่วงความถี่ต่ำเพราะเสียงสั่นไหวหมุนเวียนจากขดลวดในระบบไมโครเทสลาระบบNMR นอกจากนี้แหล่งที่มาปัจจุบันลาดสาขาอาจจะมีการปนเปื้อนอย่างรุนแรงจากเสียงสายไฟและเสียงดนตรีของมัน เราสามารถเป็นอิสระจากยอดเสียงโดยเฉพาะอย่างยิ่ง. ในระหว่างการทดลอง BMR ความถี่ของการที่ใช้ในปัจจุบันกระแสสลับที่ขั้วเป็น43.33 เฮิร์ตซ์ (แกมมาคลื่นสมอง) ซึ่งสอดคล้องกับความแข็งแรงของBm 1.02 μT

ผลลัพธ์ (ไทย) 3:

วัสดุและวิธีการ
ขณะนี้ไมโครเทสลาโดยงานวิจัยส่วนใหญ่จะถูกดำเนินการโดยกลุ่มที่มีประสบการณ์ในความละเอียดอ่อน ปลาหมึก

ตั้งแต่เทคนิคการวัดทางแม่เหล็ก ที่ต้องใช้ความรู้เฉพาะ อย่างไรก็ตาม , Micro Tesla
NMR เป็นท้าทายโดยการเปิด - ปิดของแม่เหล็ก
สาขา ส่วนใหญ่กลุ่มที่ดำเนินการเช่นไบโอการวัด
แม่เหล็กยังใช้ msrs ออกแบบเม็ก หรือ แมกนีโต cardiography
( MCG ) เมื่อเร็วๆ นี้ คน สังเกตว่า เช่น MSR ไม่เหมาะสำหรับ
ไมโครเทสลาโดยโปรแกรมเพราะสร้างกระแสวน
ลูปตามผนังโลหะปิด เป็นกระแสหมุนวนตาม MSR
ผนังสร้าง NT ระดับสนามแม่เหล็กภายใน MSR persisting เพื่อ
สองหรือมากกว่านี้แข็งแกร่งกว่าที่คาด ความแข็งแรงของ
เป็นสัญญาณเอ็นเอ็มอาร์ ขณะที่รอผุเพียงพอของกระแสไหลวน
จะส่งผลในการสลายตัวของตัวอย่างสะกดจิตไว้ล่วงหน้า อีกปัญหา
กับดึงดูดของ MSR เป็นผนังของ เพื่อป้องกัน
ปัญหาเหล่านี้ นักวิจัยหลายแนะนำเบื้องต้นของ
ชดเชยคอยล์ เมื่อเร็วๆ นี้ ชดเชยที่ขดอยู่ภายใน
MSR ในลักษณะว่า สนามแม่เหล็กของมันสามารถแก้สนามแม่เหล็ก
บนผนังได้รับการแนะนำ MSR ที่ชดเชยคอยล์
สามารถออกแบบตัวเลข ( ฮวาง et al . , 2011 , 2012 ) หรือวิเคราะห์
( Nieminen et al . , 2011 ) ค่าตอบแทนที่ขดลวด ถ้าออกแบบ
อย่างถูกต้องและใช้สามารถลดกระแสไหลวนรอบ
MSR โดย neutralizing สนามแม่เหล็กที่สร้างขึ้นโดย MSR ผนัง
ขด BP ที่แข็งแกร่ง สำหรับการวิจัยของเรา นอกจากการยกเลิกขด
เราสร้าง MSR ออกแบบมาเป็นพิเศษเพื่อลดกระแสไหลวน
ปัญหา ภายในส่วนใหญ่เปลือกอลูมิเนียมของแผง
MSR ของเราจะแยกเป็นแผงขนาดเล็กเพื่อป้องกันไม่ให้รุ่นของ
ไฟฟ้าปิดวงจร ( Kim et al . , 2013 ) แน่นอนเปลือกอลูมิเนียมด้านนอก
รูปแบบพื้นผิวปิดเข้ามามีบทบาทเป็นโล่ RF ธรรมดา

ระหว่างเปลือกโลหะอลูมิเนียม มู่ชั้นวาง
บังจากความถี่ต่ำเสียงแม่เหล็ก หมู่โลหะเปลือกหอย
ถูกออกแบบมาให้มีประสิทธิภาพ demagnetized ผนังกำแพงโดยใช้วิธี
โครงการวงจร , ฟลักซ์แม่เหล็ก ( Kim et al . , 2013 ) ( รูปที่ 2A ) .
เราประกาศใช้ dc-squid ( ce2blue ;supracon AG , Germany ) กับ
อันดับที่สอง gradiometric ปิคอัพคอยล์ทำจาก 125 μ M NB ลวดกับ
65 มม. เส้นผ่าศูนย์กลาง 50 มม. และพื้นฐาน เป็นสัญญาณ NMR สำหรับ
ไมโครเทสลา NMR / ทำระบบ ส่วนที่สองคือกรดิโอมิเตอร์
ห่อด้วยฟิล์มฟิล์ม aluminized เกาะเพื่อลดการรบกวน RF
และ dc-squid เพิ่มป้องกันกับอะตอม NB
หล่อสามารถของ 999 % บริสุทธิ์เพื่อปกป้องเครื่องจากแรงแม่เหล็ก
สนามที่สร้างขึ้นโดย BP ขดลวด รวมเสียงสิ่งแวดล้อมพื้น
ระบบประมาณ 2.2 ฟุต / ffiffiffiffiffiffi
Hz P ที่ 100 Hz .
ในระบบโดยทั่วไปจะมีลักษณะผ่อนคลาย
, และตัวอย่างของตัดสินใจ โดยเฉพาะหลัก
แม่เหล็กภายนอกสนาม อย่างไรก็ตาม ใน NMR Tesla ไมโครสนามหลักสามารถแบ่งออกเป็นสองประเภทของฟิลด์
, BP และ BM ไมโครเทสลา NMR
ระบบดำเนินการในด้านการลดความแข็งแรงของ BM ( Micro Tesla
ช่วง ) BP มา โดยคอยล์แยกจาก BM ขด และควร
จะปิดหลังจากที่ให้ตัวอย่างดึงดูดต้องการ
ผลิตสัญญาณเอ็นเอ็มอาร์ รูปที่ 2A แสดงการตั้งค่าของเรา
ม้วน