数控电位器在磁共振成像系统中的应用

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$ c" w2 A& K: p4 T( D0 }* C) c0 p 摘    要: 把数控电位器用于磁共振成像系统中梯度预加重电路，使电路中增益和时间常数的调整从人工方式改变为计算机数字控制方式，可以大大提高调整的效率并能实现自动调整。  关键词: 数控电位器;磁共振成像;涡流;梯度预加重  问题的提出  在磁共振成像(MRI)系统中，梯度磁场被用来编码空间位置。它是由梯度波形发生器根据成像序列要求输出梯度波形，激励梯度放大器输出梯度电流，驱动梯度线圈形成的。理想的梯度波形发生器输出、梯度放大器输出和梯度磁场波形见图1(a)(b)(c)。但在实际系统中由于铁磁性物质的存在，梯度电流跳变形成的梯度磁场的变化会在其中产生感应电流，即涡流。涡流衍生出的磁场方向总是与梯度磁场建立的方向相反，因此会延缓梯度磁场的建立，见图1(d)。这种延缓会对MRI系统成像的性能产生较大的影响。  / C+ x9 ?8 E0 t/ e 5 L1 B* B# a+ X- b9 Y% F, l4 ~* u. O, ] 图1(a)理想梯度波形发生器输出 (b)理想梯度放大器输出 (c)理想梯度磁场波形  (d)实际梯度磁场波形(e)有预加重的梯度波形发生器输出(f)有预加重的梯度放大器输出  (g)有预加重的梯度磁场波形 克服涡流的影响、改善梯度磁场的建立波形有许多种方法。其中之一是梯度预加重(pre-emphasis)。梯度预加重是在梯度波形发生器的输出波形上(图1(e))或梯度放大器的输出电流上(图1(f))预先加上一个过冲，该过冲抵消涡流场的影响，加速了梯度磁场的建立，见图1(g)。为了适应不同涡流场的情况，该过冲的幅度和时间常数都是可调的。  . M( A; \8 k% B; _ 图2 梯度放大器中的模拟式梯度预加重电路 " D& D# q# Y; w H4 W. [- @8 G 梯度放大器中X、Y、Z三路梯度一般都加有模拟式梯度预加重(有时称为涡流补偿)电路。这种电路由一个可调增益的运算放大器+可调RC时间常数电路构成，见图2(三路相同，仅画出X路)。为了组合出任意的过冲波形，通常有多级这样的电路并联，每级具有不同的时间常数(图2电路具有4级)。增益和时间常数的调整采用手调多圈电位器。这种电路结构简单、无须做任何计算、成本较低。但它也有固有的缺点。由于全部采用模拟器件，不适合用任何数字器件来控制，多级增益和时间常数需人工用改锥作多维调整，工作量极大而一致性、可重复性很差，也不能由计算机闭环控制实现自动调整。  本文利用数控电位器(DCP)独特的性能，改进了上述模拟式梯度预加重电路，达到了数字控制梯度预加重的目的。  数控电位器  & t3 t0 l) E% J% i7 B 图3  X9250的内部结构 ) {1 A z2 ]% _9 o U2 G9 Y! }- e$ r 数控电位器是一种数模混合器件，示意图见图3。它内部有一个串联的电阻阵列(电阻的数量决定了DCP的分辨率，通常有32，64，100，256，1024等)。每两个电阻之间的连接点通过一个电子开关连接到中心抽头端。电子开关则由用户通过总线接口控制通断，通断的位置决定了中心抽头端在电阻阵列中的位置，因而可以决定中心抽头端距电阻阵列两端的电阻值。改变通断的位置就可以改变这个电阻值。因此从电阻阵列两端和中心抽头来看，DCP表现得就好象是一个普通的三端可调电位器一样，差别只在于普通的电位器是通过旋纽或工具手动连续可调的，而DCP是通过总线输入指令步进调节的。  DCP有不同的组态和形式。以本文使用的Xicor公司的X9250 DCP为例，它在一个器件内封装了4个相同的DCP，每个DCP有256个抽头位置及4个非易失的数据寄存器，可以在DCP掉电后记住4个抽头位置，并在上电时自动将0#数据寄存器记载的抽头位置加载至抽头位置寄存器；它的控制接口为标准的SPI串行接口，控制指令由验证字节、指令字节和数据字节构成，见图4。阻值有100KΩ，50KΩ，数字端电源2.7~5.5V，模拟端电源为±2.7~5.5V。封装形式有SOIC和XBGA两种。  $ p: |; r+ u: @& T- P0 h0 P 图 4  X9250的控制指令构成 1 g7 w1 K' ^) }, T) a/ e5 `/ e3 Q 数字控制梯度预加重电路设计与实现  DCP的这种工作方式为本文的设计提供了基础。其原理是用DCP来代替模拟式梯度预加重电路中手调电位器，用通用计算机、单片机、DSP等数字控制器通过DCP的总线接口来控制DCP的抽头位置，从而调节梯度预加重电路中过冲波形的幅度和时间常数。具体实现电路见图5。  和图2一样，图5中仅示出X路的电路，其余两路与此相同。在图5中，来自数字控制器件的控制信号XSI和XSCK分别给出SPI串行接口标准的数据位和时钟。数字控制器件根据用户输入的幅度和时间常数值，或根据MRI系统采集到的信号值，自动计算出幅度和时间常数的值，将这些数值转换成DCP的指令格式，送入相应的DCP中。经过幅度和时间常数处理后的梯度波形通过波形迭加电路U5与原梯度波形相加输出至梯度放大器。  7 I0 t8 e# W, A5 Q" Y2 \3 P 一片X9250中包含有4个DCP，通过控制指令中指令字节的P0、P1位选择。它的引脚上还有两位器件选择位A0、A1，通过控制指令中验证字节的A0、A1位识别，因此通过A0、A1、P0、P1的组合，仅用控制指令就可寻址16个DCP中的任何一个。本设计仅用两片X9250，共8个DCP，故用A0选择器件，A1接地，P0、P1选择器件中4个DCP之一。在不超过16个DCP的情况下，不需要外加地址译码电路，CS端可以始终接地。数据字节给出中心抽头端的位置送入DCP中的中心抽头寄存器并写入0#数据寄存器。这样一旦调整好梯度预加重的波形，可以像模拟电位器一样永久保存。  本文的电路在应用时既可以作为一部分融合进入梯度波形发生电路或梯度放大器的涡流补偿电路中，也可以作为一个单独的部件串接在无梯度预加重电路的梯度波形发生器和梯度放大器之间。  结语  本文阐述并实现了一种用DCP实现的数字控制梯度预加重电路，它采用数字控制，模拟调整的方式，使得通过预加重改善MRI系统中梯度磁场建立波形的方法可以借助计算机等数字控制器件来完成。