專(zhuān)利名稱(chēng)：用于降低磁梯度場(chǎng)梯度的生物效應(yīng)的設(shè)備和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于降低磁場(chǎng)梯度對(duì)(各種)組織的生物效應(yīng)的設(shè)備和方法。更具體地說(shuō)，本發(fā)明涉及一種用于降低磁場(chǎng)梯度諸如在磁共振成像(“MRI”)期間所承受的磁場(chǎng)梯度對(duì)神經(jīng)組織的生物效應(yīng)的設(shè)備和方法。
背景技術(shù)：
本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，MRI是對(duì)組織內(nèi)的亞原子顆粒施加磁場(chǎng)梯度，以對(duì)該組織內(nèi)的原子和分子后續(xù)對(duì)射頻脈沖的響應(yīng)進(jìn)行空間編碼的技術(shù)。檢測(cè)到來(lái)自該組織的電磁響應(yīng)后，部分地根據(jù)該響應(yīng)，產(chǎn)生該組織的圖像。遺憾的是，因?yàn)樵谏窠?jīng)和其它電敏組織中感應(yīng)電脈沖，所以產(chǎn)生磁場(chǎng)梯度(例如， 切換梯度)可能在活的有機(jī)體中引起不期望的響應(yīng)。在二十世紀(jì)七十年代中后期，DR McNeal和JP Reilly根據(jù)典型的膜興奮性關(guān)系 (membrane-excitability)(AL Hodgkin and AF Huxley,"A quantitative description of membrane current and its application to conduction and excitation in nerve,"in J. Physiol.，117 =500,1952 (AL Hodgkin和AF Huxley，“膜電流及其在神經(jīng)中的傳導(dǎo)和刺激的應(yīng)用的定量描述”，J. Physiol. ,117 :500，1952年))，描述了一種描述電磁生物效應(yīng)的模型(DR McNeal,"Analysis of a model for excitation of myelinated nerve,"in IEEE Trans. Biomed. Eng. ,23 =329-337,1976 (DR McNeal，“用于刺激有髓神經(jīng)的模型的分析”， IEEE Trans. Biomed. Eng.，23 :329-337，1976 年)；和 JP Reilly,"Electric and Magnetic field coupling from high voltage AC power transmission lines-Classification of short-term effects on people,，，in IEEE Trans, on Power Apparatus and Systems, 97(6) =2243-2252,1978 (JP Reilly，“高電壓AC電源傳輸線(xiàn)的電磁場(chǎng)耦合-對(duì)人的短期影響的分類(lèi)”)，關(guān)于電源設(shè)備和系統(tǒng)的IEEE Trans. ,97(6) =2243-2252,1978年)。Reilly 在"Sensory effects of transient electrical stimulation Evaluation with a neuroelectric model,，，IEEE Trans. Biomed. Eng. , 1001 :1011, 1985 ( “瞬間電激勵(lì)的感官效應(yīng)用神經(jīng)電模型評(píng)估”，IEEE Trans. Biomed. Eng. , 1001 1011，1985年)中，披露了對(duì)該模型所做的后續(xù)詳細(xì)描述。Reilly詳細(xì)描述的該模型引用了 19世紀(jì)后期，在設(shè)計(jì)越洋電纜時(shí)首次應(yīng)用的電報(bào)方程。與水下電纜相同，神經(jīng)元也是成段組織的，這些段被郎飛氏結(jié)(node of Ranvier) 分隔開(kāi)。這些結(jié)滿(mǎn)足控制神經(jīng)元行為的電阻/電容(“RC”)方程式，其時(shí)間常數(shù)與神經(jīng)元的直徑和結(jié)之間的距離相關(guān)。
簡(jiǎn)要概述了電特性后，下面將注意力轉(zhuǎn)向磁場(chǎng)梯度。對(duì)于MRI，磁場(chǎng)梯度具有至少一個(gè)特別有趣的分量切換率(slew rate)。該切換率指，梯度幅度的變化速率，它通常是以特斯拉(Teslas)每米每秒(T/m/s)為單位測(cè)量的。根據(jù) 物理學(xué)定律，磁場(chǎng)的變化導(dǎo)致產(chǎn)生電場(chǎng)。因此，組織中磁場(chǎng)梯度的變化也導(dǎo)致形成電場(chǎng)。當(dāng)研究神經(jīng)組織時(shí)，一旦達(dá)到某個(gè)閾值，磁場(chǎng)梯度的變化就使神經(jīng)去極化。隨著脈沖持續(xù)時(shí)長(zhǎng)縮短，該閾值變大。這些變量之間的關(guān)系遵循傳統(tǒng)的雙曲線(xiàn)。注意到，對(duì)于短至50毫秒的脈沖持續(xù)時(shí)長(zhǎng)，在人體上進(jìn)行的實(shí)驗(yàn)研究 (D.J.Schaefer, J.D. Bourland and J. A. Nyenhuis, "Review of Patient Safety in Time-Varying Gradient Fields,"in J. Magnetic Resonance Imaging, 12 :20_29,2000 (D. J. Schaefer、J. D. Bourland和J. A. Nyenhuis，“在時(shí)變梯度場(chǎng)中檢查患者安全”)，J.磁共振成像，12 =20-29,2000年)證明該基本模型成立。根據(jù)各種MRI研究，至少在歐洲和美國(guó)，管理機(jī)構(gòu)將該強(qiáng)度的經(jīng)時(shí)變化模型歸入法規(guī)° (j^SiiLRequirements for the Safety of MR Equipment for Medical Diagnosis, IEC 60601-2-33 (用于醫(yī)療診斷的磁共振裝置的安全要求，IEC 60601-2-33)(對(duì)于歐洲)； 還請(qǐng)參見(jiàn) Guidelines for Premarket Notifications for MR Diagnostic Devices, 21C. F. R. § 807. 87 (對(duì)于磁共振診斷裝置的售前通知的指南，21C. F. R. § 807. 87)(對(duì)于美國(guó)))。根據(jù)這些研究以及根據(jù)基于這些研究的法規(guī)，MRI制造商嘗試設(shè)計(jì)三角脈沖序列， 以滿(mǎn)足由Reilly模型所規(guī)定的限制以及其它限制。美國(guó)專(zhuān)利No. 6，198，282中描述了這樣的嘗試，該美國(guó)專(zhuān)利涉及一種用于提供最小時(shí)長(zhǎng)梯度脈沖的優(yōu)化梯度系統(tǒng)，該美國(guó)專(zhuān)利的內(nèi)容通過(guò)參考弓I入本文。現(xiàn)有技術(shù)還包括，從另一個(gè)方向說(shuō)明對(duì)該強(qiáng)度的經(jīng)時(shí)變化的曲線(xiàn)感興趣的證明， 因?yàn)樯窠?jīng)刺激系統(tǒng)的制造商為了增強(qiáng)刺激試圖整形該脈沖。(請(qǐng)參見(jiàn)P. J.Maccabee， “Influence of pulse sequence,polarity and amplitude on magnetic stimulation of human and porcine peripheral nerve, "J. Physiol. , 513 :571-585,1998(P. J. Maccabee, “脈沖序列、極性和幅度對(duì)人和豬的末梢神經(jīng)的磁激勵(lì)的影響”，J. Physiol.，513 =571-585, 1998 年))。經(jīng)過(guò)許多研究和開(kāi)發(fā)，本行業(yè)內(nèi)的技術(shù)人員傳統(tǒng)上都施加比神經(jīng)元刺激閾值小的磁場(chǎng)梯度。由于減小的梯度幅度，與具有更高的磁梯度場(chǎng)強(qiáng)度相比，MRI診斷花費(fèi)的時(shí)間更長(zhǎng)，并且降低了空間分辨率。在MRI界，廣泛認(rèn)為，獲得大的梯度切換率(S卩，磁場(chǎng)梯度在短時(shí)間周期內(nèi)的變化) 是該行業(yè)的受歡迎的進(jìn)展。應(yīng)當(dāng)立刻明白，提高切換率的一個(gè)推動(dòng)力是縮短掃描時(shí)間。假定，如果給定的MRI 序列要求特定數(shù)量的脈沖，則施加較短(但是更強(qiáng))的脈沖和施加具有較短斜坡時(shí)間的脈沖，將使得該MRI序列在比傳統(tǒng)技術(shù)短的時(shí)間周期內(nèi)(即，更快地)完成。除了其它的優(yōu)點(diǎn)，節(jié)省時(shí)間能提高不穩(wěn)定患者的安全性。節(jié)省時(shí)間還可以降低MRI 序列的成本。提高切換率的第二種激勵(lì)方式是，提高梯度場(chǎng)強(qiáng)度，這樣改善空間分辨率。對(duì)于給定的規(guī)定脈沖序列，磁場(chǎng)在每個(gè)脈沖斜升得越快，則在相同的總掃描時(shí)間的梯度強(qiáng)度越大。 由于該梯度強(qiáng)度與獲得的MRI圖像的空間分辨率成正比，所以較高的切換率將產(chǎn)生較好的空間分辨率。在某些情況下，提高的空間分辨率可以改善醫(yī)學(xué)診斷。如上所述，對(duì)于MRI裝置的制造商，根據(jù)關(guān)于歸因于神經(jīng)元刺激而存在的生物效應(yīng)的研究，對(duì)切換率設(shè)置限制。這些限制對(duì)當(dāng)前可用的掃描技術(shù)設(shè)置了限制。本領(lǐng)域技術(shù)人員還應(yīng)當(dāng)明白，產(chǎn)生具有非常短的持續(xù)時(shí)長(zhǎng)的磁場(chǎng)梯度也是一種技術(shù)挑戰(zhàn)。因此，縮短磁場(chǎng)梯度脈沖的持續(xù)時(shí)長(zhǎng)也存在技術(shù)障礙。對(duì)于技術(shù)限制，在某些MRI裝置中，利用開(kāi)關(guān)觸發(fā)產(chǎn)生磁場(chǎng)梯度。傳統(tǒng)上使用的開(kāi)關(guān)的類(lèi)型包括基于絕緣柵雙極晶體管(“IGBT”)和金屬氧化物半導(dǎo)體場(chǎng)效應(yīng)晶體管 (“M0SFET”)的器件。然而，這些傳統(tǒng)的開(kāi)關(guān)不能為了避免神經(jīng)元刺激而產(chǎn)生足夠短的持續(xù)時(shí)長(zhǎng)的磁場(chǎng)梯度。開(kāi)關(guān)方面的最新研究為現(xiàn)有技術(shù)的MRI裝置存在的技術(shù)問(wèn)題提供了解決方案。具體地說(shuō)，幾代等離子物理實(shí)驗(yàn)學(xué)家引領(lǐng)了剛剛被引入本領(lǐng)域的可靠固態(tài)開(kāi)關(guān)和脈沖形成線(xiàn)的發(fā)展。(請(qǐng)參見(jiàn) H. Sanders and S. Glidden, "High Power Solid State Switch Module，，， in International Power Modulator Symposium Conference Record, pp. 563-566，2004 (H. Sanders和S. Glidden，“大功率固態(tài)開(kāi)關(guān)模型”，國(guó)際功率調(diào)節(jié)器研討會(huì)記錄，第563-566頁(yè)，2004年))。這些大功率固態(tài)開(kāi)關(guān)能夠在一微秒內(nèi)觸發(fā)1萬(wàn)安培的脈沖，比在市售的MRI系統(tǒng)的梯度場(chǎng)發(fā)生器內(nèi)采用的基于IGBT和MOSFET的系統(tǒng)高幾個(gè)數(shù)量級(jí)(請(qǐng)參見(jiàn)D. A. Seeber, J.H.Hoftiezer, and C. H. Pennington,"Pulsed current gradient power supply for microcoil magnetic resonance imaging,"in Magnetic Resonance Engineering,15 (3) 189-200，2002 (D. A. Seeber、J. H. Hoftiezer 和 C. H. Pennington，“用于微型螺絲圈的磁共振成像的脈沖電流梯度電源”，磁共振工程，15(3) : 189-200，2002年))。顯而易見(jiàn)，在脈沖電源技術(shù)領(lǐng)域，使開(kāi)關(guān)閉合比使開(kāi)關(guān)打開(kāi)容易。為了避開(kāi)這一限制，固態(tài)開(kāi)關(guān)可以與脈沖形成線(xiàn)(“PFL”)組合，這樣不需要打開(kāi)開(kāi)關(guān)。PFL還被稱(chēng)為Blumlein線(xiàn)(以第二次世界大戰(zhàn)時(shí)期的發(fā)明家David Blumlein命名)，它是介質(zhì)填充傳輸線(xiàn)，它在被固態(tài)開(kāi)關(guān)觸發(fā)時(shí)，開(kāi)始泄漏其電荷。一旦該介質(zhì)泄漏了電荷，該傳輸線(xiàn)就停止傳送電流。Blumlein線(xiàn)可以在納秒內(nèi)切換，并且可以使電流保持幾毫禾少。(K Gasthaus,"A millisecond Blumlein line for the power supply of a high power laser,，，in J. Phys. E Jnstrum. ,20 :192-195,1987 (K Gasthaus，“用于大功率激光的電源的毫秒 Blumlein 線(xiàn)”，J. Phys. E =Instrum. ,20 192-195，1987 年))。為了傳送各種寬度的脈沖，各條PFL可以被互相獨(dú)立地觸發(fā)到通用負(fù)載。鑒于上述，希望在MRI環(huán)境下，對(duì)組織施加更大的磁場(chǎng)梯度，而避免對(duì)該組織產(chǎn)生不利的生物效應(yīng)。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明的一個(gè)方面是提供一種用于縮短MRI的掃描持續(xù)時(shí)長(zhǎng)的設(shè)備和方法。本發(fā)明的又一個(gè)方面包括施加其幅值比傳統(tǒng)采用的大的磁場(chǎng)梯度。在一個(gè)實(shí)施例中，該梯度可以高至比先前施加的大五( 倍。在其它實(shí)施例中，該幅值可以更大。本發(fā)明的另一個(gè)方面是，通過(guò)在低于組織的響應(yīng)閾值的時(shí)幀內(nèi)，對(duì)該組織施加磁場(chǎng)梯度，以降低磁場(chǎng)梯度的生物效應(yīng)。除了其它方面，本發(fā)明利用了生理漏洞(physiological loophole)根據(jù)離子通道傳輸?shù)墓J(rèn)生理模型，微秒數(shù)量級(jí)的雙相脈沖太快，以致神經(jīng)不能改變其極化狀態(tài)，因此，實(shí)際上，可以忽略所述微秒數(shù)量級(jí)的雙相脈沖。本發(fā)明利用該生理漏洞。根據(jù)Reilly詳細(xì)描述的模型，該漏洞意味著梯度場(chǎng)閾值可以比常規(guī)雙曲線(xiàn)模型高5倍或者更高，而不引發(fā)生物效應(yīng)。本發(fā)明還利用比用于傳送MRI脈沖的傳統(tǒng)系統(tǒng)更強(qiáng)大的磁脈沖傳送系統(tǒng)。在設(shè)想的一個(gè)實(shí)施例中，本發(fā)明采用符合MRI梯度放大器的要求的固態(tài)開(kāi)關(guān)和/ 或PFL技術(shù)。這些要求包括提高的重復(fù)率、與MRI脈沖編程器匹配的阻抗和觸發(fā)、以及電噪聲/聲學(xué)噪聲屏蔽因素。下游調(diào)整包括支承梯度線(xiàn)圈，以處理特別是在具有高靜磁場(chǎng)的高分辨率MRI系統(tǒng)內(nèi)的較高電流負(fù)荷處產(chǎn)生的較大電磁(即，JXB)力。根據(jù)傳統(tǒng)的線(xiàn)圈設(shè)計(jì)規(guī)則，渦流電流屏蔽很可能比當(dāng)前規(guī)范的問(wèn)題少，并且預(yù)期可以減小電感。根據(jù)本發(fā)明的又一個(gè)實(shí)施例，當(dāng)渦流電流逐漸減小時(shí)，通過(guò)以長(zhǎng)的回聲時(shí)間 (“TE”)采集信號(hào)，渦流電流的影響可以被進(jìn)一步降低到最小。在設(shè)想的又一個(gè)實(shí)施例中，可以將低溫保持器的膛制成比梯度線(xiàn)圈大得多，這樣進(jìn)一步減小渦流電流的影響。通過(guò)如下所做的討論，本發(fā)明的其它優(yōu)點(diǎn)將變得清楚，并且將被本領(lǐng)域技術(shù)人員
所理解。


下面，結(jié)合附圖描述本發(fā)明，附圖中圖1是本發(fā)明設(shè)計(jì)的設(shè)備的第一實(shí)施例的示意圖；圖2是本發(fā)明設(shè)計(jì)的設(shè)備的第二實(shí)施例的示意圖；圖3是本發(fā)明設(shè)計(jì)的設(shè)備的第三實(shí)施例的示意圖；圖4是本發(fā)明設(shè)計(jì)的設(shè)備的第四實(shí)施例的示意圖；圖5是示出本發(fā)明設(shè)計(jì)的一個(gè)方法的流程圖；圖6是示出臨床上采用的現(xiàn)有技術(shù)的MRI裝置的典型磁場(chǎng)梯度和持續(xù)時(shí)長(zhǎng)的曲線(xiàn)圖；以及圖7是示出本發(fā)明設(shè)計(jì)的磁場(chǎng)梯度和持續(xù)時(shí)長(zhǎng)的曲線(xiàn)圖。
具體實(shí)施例方式
下面結(jié)合一個(gè)或者多個(gè)實(shí)施例描述本發(fā)明。實(shí)施例意在說(shuō)明本發(fā)明，而無(wú)意限制本發(fā)明的范圍。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，本發(fā)明意在包括各種等同和變型。作為討論本發(fā)明的各種實(shí)施例之前的預(yù)備，下面概括討論MRI裝置。該概括無(wú)意限制本發(fā)明。提供它，只是為了幫助理解本發(fā)明的各種實(shí)施例的各部件，如下所做的詳細(xì)描述。作為一般原則，MRI裝置包括通常為磁性線(xiàn)圈的磁場(chǎng)發(fā)生器；以及射頻(“RF”)發(fā)生器或者發(fā)射機(jī)。該磁性線(xiàn)圈產(chǎn)生時(shí)變磁場(chǎng)，而RF發(fā)生器發(fā)射無(wú)線(xiàn)電波。MRI裝置通常還施加靜磁場(chǎng)。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，組織主要由水分子構(gòu)成，每個(gè)水分子都含有氫原子。當(dāng)人體組織暴露在強(qiáng)磁場(chǎng)下時(shí)，氫原子以該磁場(chǎng)的方向排列。隨后，該RF發(fā)生器向處于該排列狀態(tài)的氫原子發(fā)射無(wú)線(xiàn)電波。無(wú)線(xiàn)電波的有些能量被水分子中的氫原子吸收，從而改變了該氫原子的磁排列。被改變的磁狀態(tài)被檢測(cè)器檢測(cè)，這樣產(chǎn)生可以被處理以形成為圖像的信號(hào)。了解了這些概況后 ，下面參考圖1做說(shuō)明。圖1是根據(jù)本發(fā)明的MRI裝置10的第一設(shè)想實(shí)施例的示意圖。MRI裝置10包括電源12。電源12可以是適合于產(chǎn)生被提供至與其連接的一個(gè)或者多個(gè)部件的能量的任意類(lèi)型的發(fā)生器。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，該發(fā)生器可以提供交流電(AC)或者直流電(DC)。電源10的精確輸出不是本發(fā)明工作的關(guān)鍵問(wèn)題。此外，該能量輸出一產(chǎn)生就根據(jù)該系統(tǒng)各部件的要求轉(zhuǎn)換為不同的類(lèi)型(例如，AC或者DC)。在圖1中，電源12被示出為向本發(fā)明的MRI裝置10的各種部件中的每一個(gè)提供能量。然而，請(qǐng)注意，所示的布置僅是說(shuō)明性的。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，MRI裝置10的各個(gè)部件可以從集中式電源諸如電源12接收能量?？商孢x地，各種部件可以從可替選的電源接收能量。因此，示出單個(gè)電源12并無(wú)意限制本發(fā)明。此外，如下所做的詳細(xì)描述，參考在各種部件之間延伸的單條通信線(xiàn)(或者通信鏈路)，說(shuō)明并描述了本發(fā)明的MRI裝置10。示出單條通信線(xiàn)意在簡(jiǎn)化對(duì)本發(fā)明的各種實(shí)施例所做的討論和說(shuō)明。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，根據(jù)操作要求，MRI裝置10的各種部件之間可以有多條通信線(xiàn)。此外，所述通信線(xiàn)無(wú)意被限制為有線(xiàn)鏈路。相反，根據(jù)MRI裝置 10的操作需要或者要求，所述通信線(xiàn)可以是無(wú)線(xiàn)的。在本發(fā)明的一個(gè)設(shè)想實(shí)施例中，電源12可以包括多個(gè)電源12，根據(jù)與各個(gè)電源相關(guān)聯(lián)的(各)裝置和/或各部件的要求，每個(gè)電源12分別產(chǎn)生不同特性的能量。如圖1所示，來(lái)自電源12的能量在兩個(gè)方向上傳輸。來(lái)自電源12的能量第一沿通信線(xiàn)14傳輸?shù)诫娙萜?6。來(lái)自電源12的能量第二沿通信線(xiàn)18傳輸?shù)教幚砥?0。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，電容器16可以是任意尺寸或者類(lèi)型的。根據(jù)其性質(zhì)， 電容器16基于從電源12輸入的能量存儲(chǔ)電荷。該電荷最終被釋放，正如下面更詳細(xì)描述的。盡管圖1示出單個(gè)電容器16，但是可以采用多個(gè)電容器16，而不脫離本發(fā)明的范圍。在一個(gè)設(shè)想實(shí)施例中，MRI裝置10的操作取決于多個(gè)電容器16。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，可以采用多組電容器16，以產(chǎn)生連續(xù)磁場(chǎng)梯度。在第二流徑中，來(lái)自電源12的能量被提供至處理器20。處理器20可以是適于執(zhí)行指令、產(chǎn)生數(shù)據(jù)、接收數(shù)據(jù)、存儲(chǔ)數(shù)據(jù)等等的任意類(lèi)型的。在一個(gè)設(shè)想實(shí)施例中，處理器12 可以是個(gè)人計(jì)算機(jī)。在其它實(shí)施例中，處理器12可以是大型計(jì)算機(jī)、便攜式計(jì)算機(jī)、個(gè)人數(shù)字助理(“PDA”)或者其它類(lèi)似裝置。處理器12的精確設(shè)計(jì)和功能不是本發(fā)明工作的關(guān)鍵問(wèn)題。因此，處理器12可以是適于MRI裝置10運(yùn)行的任何類(lèi)型的。電容器16通過(guò)通信線(xiàn)22連接到開(kāi)關(guān)，其中術(shù)語(yǔ)開(kāi)關(guān)指如上所述的一個(gè)或者多個(gè)大功率固態(tài)開(kāi)關(guān)模塊。因此，當(dāng)電容器16釋放存儲(chǔ)的電荷時(shí)，該存儲(chǔ)的電荷通過(guò)通信線(xiàn)22到達(dá)開(kāi)關(guān)對(duì)。開(kāi)關(guān)M通過(guò)通信線(xiàn)沈連接到線(xiàn)圈28。因此，當(dāng)電容器16放電時(shí)，來(lái)自電容器16 的能量傳送到線(xiàn)圈觀(guān)，這樣，產(chǎn)生磁場(chǎng)30。線(xiàn)圈28不需要是單個(gè)線(xiàn)圈。相反，可以設(shè)想，線(xiàn)圈28可以包括多個(gè)線(xiàn)圈28，每個(gè)線(xiàn)圈都能夠產(chǎn)生全部或者部分磁場(chǎng)30。此外，本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，如果采用多個(gè)線(xiàn)圈觀(guān)，則線(xiàn)圈觀(guān)不需要是相同類(lèi)型或者相同尺寸的。相反，可以設(shè)想，如果采用多個(gè)線(xiàn)圈28， 則它們可以互相不同，以產(chǎn)生幅值、周期等不同的磁場(chǎng)梯度。此外，如圖1所示，MRI裝置10包括RF發(fā)射機(jī)32。正如上面簡(jiǎn)要描述的，RF發(fā)射機(jī)32產(chǎn)生無(wú)線(xiàn)電波34。盡管示出了一個(gè)RF發(fā)射機(jī)32，但是可以設(shè)想，可以采用多個(gè)RF發(fā)射機(jī)32，而不脫離本發(fā)明的范圍。此外，如果采用多個(gè)RF發(fā)射機(jī)32，則它們的尺寸、類(lèi)型等等可以不同。如圖所示，磁場(chǎng)30和RF波34對(duì)準(zhǔn)組織樣36。盡管組織樣36可以是有機(jī)體的一部分，但是它也可以是整個(gè)有機(jī)體。磁場(chǎng)30和RF波34與組織36相互作用后，組織36產(chǎn)生響應(yīng)信號(hào)38，該響應(yīng)信號(hào) 38被檢測(cè)器40檢測(cè)。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，信號(hào)38可以包括來(lái)自該組織36的多個(gè)不同信號(hào)。檢測(cè)器40檢測(cè)到信號(hào)38，并通過(guò)通信線(xiàn)42，將該信號(hào)38送到處理器20。處理器 20接收并處理信號(hào)38，以產(chǎn)生表示該組織36的成分的圖像。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，處理器20可以不是對(duì)該信號(hào)38進(jìn)行處理，以產(chǎn)生該組織36的圖像的裝置。相反，檢測(cè)器40可以與適當(dāng)?shù)某上裱b置組合。在又一個(gè)實(shí)施例中，成像器可以是與處理器20和檢測(cè)器40分離的部件。還可以設(shè)想落入本發(fā)明范圍內(nèi)的其它實(shí)施例。繼續(xù)參考圖1，MRI裝置10包括通信線(xiàn)42。通信線(xiàn)42被示為中心總線(xiàn)，它將處理器20通過(guò)通信線(xiàn)44連接到電容器，通過(guò)通信線(xiàn)46連接到開(kāi)關(guān)，通過(guò)通信線(xiàn)48連接到線(xiàn)圈，以及通過(guò)通信線(xiàn)50連接到RF發(fā)射機(jī)。然而，實(shí)施本發(fā)明不要求中心總線(xiàn)。相反，可以在MRI裝置10的各部件之間建立多種連接，而不脫離本發(fā)明的范圍，如上所述。請(qǐng)注意，通信線(xiàn)14、18、22、26、42、44、46、48、50都可以傳送數(shù)據(jù)和/或能量。因此，通信線(xiàn)意在說(shuō)明MRI裝置10的各種部件之間的多模式連接。如上所述，根據(jù)需要或者要求，通信線(xiàn)14、18、22、26、42、44、46、48、50中的每個(gè)都可以被一個(gè)或者多個(gè)的分立連接所取代。根據(jù)需要或者要求，通信線(xiàn)14、18、22、26、42、44、46、48、50可以是單向的，也可以是雙向的。對(duì)于通信線(xiàn)42、44、46、48、50，可以設(shè)想，處理器20可以將操作指令提供至它所連接的一個(gè)或者多個(gè)部件。因此，本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，可以設(shè)想，處理器20通過(guò)一個(gè)或者多個(gè)部件引入了控制功能。還可以設(shè)想，根據(jù)MRI裝置10的操作的需要或者要求，可以將來(lái)自一個(gè)部件的控制反饋到另一個(gè)部件。圖2示出MRI裝置52，它是本發(fā)明設(shè)想的第二實(shí)施例。MRI裝置52的許多部件與結(jié)合圖1所示的MRI裝置10所說(shuō)明和描述的相同。因此，這些部件被賦予與圖1所示部件相同的標(biāo)號(hào)。此外，為了簡(jiǎn)潔起見(jiàn)，不再重復(fù)描述這些部件。圖2所示的MRI裝置與圖1所示的IOR裝置10在至少一個(gè)方面不同。具體地說(shuō)， 電容器16和開(kāi)關(guān)M被脈沖形成線(xiàn)M代替。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，脈沖形成線(xiàn)討可以包括一個(gè)或者多個(gè)電容器和開(kāi)關(guān)。脈沖形成線(xiàn)54通過(guò)通信線(xiàn)56連接到電源12。脈沖形成線(xiàn)54通過(guò)通信線(xiàn)58連接到線(xiàn)圈28。脈沖形成線(xiàn)54通過(guò)通信線(xiàn)60連接到處理器。如上所述，脈沖形成線(xiàn)54還被稱(chēng)為Blumlein線(xiàn)。脈沖形成線(xiàn)54是，響應(yīng)觸發(fā)事件，諸如當(dāng)被固態(tài)開(kāi)關(guān)觸發(fā)時(shí)，開(kāi)始排泄其電荷的傳輸線(xiàn)。脈沖形成線(xiàn)54還被稱(chēng)為脈沖形成網(wǎng)絡(luò)。取決于形成脈沖形成網(wǎng)絡(luò)C‘PFN”)54的材料，PFN54在預(yù)定時(shí)間周期內(nèi)累積電能， 然后，在較短時(shí)間周期內(nèi)，以方形脈沖的形式，釋放該電能。PFN 54還可以被設(shè)計(jì)成提供脈沖功率。PFN 54可以被高壓電源12充電，然后，迅速放電(可能通過(guò)高壓開(kāi)關(guān))。 該脈沖形成線(xiàn)54可以是單條線(xiàn)路，也可以是組合在一起的多條線(xiàn)路。脈沖形成線(xiàn) 54還可以是脈沖形成網(wǎng)絡(luò)54，如上所述。PFN 54的精確組成和結(jié)構(gòu)不是本發(fā)明工作的關(guān)鍵問(wèn)題。圖3示出MRI裝置62的第三實(shí)施例。該實(shí)施例與圖2所示的MRI裝置52類(lèi)似。 然而，在該第三實(shí)施例中，在電源12與脈沖形成線(xiàn)54之間附加了開(kāi)關(guān)64。如圖所示，電源通過(guò)通信線(xiàn)66連接到開(kāi)關(guān)。開(kāi)關(guān)64又通過(guò)通信線(xiàn)68連接到處理器20。如上所述，可以利用開(kāi)關(guān)64觸發(fā)脈沖形成線(xiàn)54，以使其能量釋放到線(xiàn)圈28。圖4示出MRI裝置70的第四實(shí)施例。該第四實(shí)施例是對(duì)圖3所示MRI裝置62的修改。在此，在開(kāi)關(guān)64與電源12之間插入了電容器72。電容器72通過(guò)通信線(xiàn)74連接到電源。電容器72通過(guò)通信線(xiàn)76連接到處理器。在該實(shí)施例中，可以設(shè)想，電容器72向開(kāi)關(guān)64放電，開(kāi)關(guān)64通過(guò)脈沖形成線(xiàn)54向線(xiàn)圈放電，如上所述。對(duì)于圖1、圖2、圖3和圖4所示的實(shí)施例，為了說(shuō)明本發(fā)明，電源12與線(xiàn)圈28之間的連接被認(rèn)為是受控通信線(xiàn)。因此，所述實(shí)施例提供了該受控通信線(xiàn)的設(shè)想結(jié)構(gòu)的變型。圖5示出本發(fā)明設(shè)想的方法78。方法78從80開(kāi)始，而在88結(jié)束。開(kāi)始80之后， 在82，產(chǎn)生具有1毫特斯拉每米(mT/m)的最小幅值的磁場(chǎng)梯度。在84，該磁場(chǎng)梯度保持至少約1微秒并且至多約10毫秒(這是平臺(tái)時(shí)間周期(plateau time period)，如下所述)。 在86，該磁場(chǎng)梯度在非常小的時(shí)幀內(nèi)變化，不足以引起來(lái)自神經(jīng)組織的響應(yīng)。判定點(diǎn)85位于86表示的操作之后。如圖5中的流程圖所示，通過(guò)判定點(diǎn)85，根據(jù)需要，重復(fù)步驟84和 86，以獲得組織的生理信息和/或解剖信息。如果該脈沖序列足以獲得組織的所需生理信息和/或解剖信息，則在88，該方法78結(jié)束。如下所做的更詳細(xì)描述，可以設(shè)想，施加其上升時(shí)間和下降時(shí)間小于約10微秒的磁場(chǎng)梯度將創(chuàng)建出適當(dāng)?shù)臈l件，以避免觸發(fā)來(lái)自神經(jīng)組織的生物響應(yīng)。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，并且如下所做的更詳細(xì)描述，本發(fā)明允許施加的磁場(chǎng)梯度比采用現(xiàn)有技術(shù)允許的磁場(chǎng)梯度高，因?yàn)楸景l(fā)明至少部分地取決于比現(xiàn)有技術(shù)可用的上升時(shí)間和下降時(shí)間短的上升時(shí)間和下降時(shí)間。圖6是根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的單個(gè)磁場(chǎng)梯度脈沖的圖解說(shuō)明。在典型的磁場(chǎng)切換率 Stypical下，該磁場(chǎng)梯度脈沖的上升時(shí)間tHse (接近150微秒)和下降時(shí)間tfall (接近150微秒)超過(guò)神經(jīng)組織的神經(jīng)響應(yīng)時(shí)間。對(duì)于典型臨床系統(tǒng)，Stypieal為400T/m/s。通常，在平臺(tái)期(plateau phase)進(jìn)行數(shù)據(jù)采集，因?yàn)殡y以去卷積變化的梯度場(chǎng)的影響。因此，脈沖的最有用的部分是平臺(tái)時(shí)間tplateau。對(duì)于通常500微秒的總時(shí)長(zhǎng)，該脈沖時(shí)長(zhǎng)包括上升時(shí)間和下降時(shí)間以及平臺(tái)時(shí)間。因此，應(yīng)當(dāng)明白，縮短上升時(shí)間和下降時(shí)間可以縮短總掃描時(shí)間。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白，術(shù)語(yǔ)“上升”和“下降”既適用于生成的正脈沖，也適用于生成的負(fù)脈沖。圖7提供根據(jù)本發(fā)明產(chǎn)生的磁場(chǎng)梯度脈沖的圖解說(shuō)明?？s短的脈沖上升持續(xù)時(shí)長(zhǎng) tshort_rise小于根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)實(shí)踐的上升時(shí)間tHse。本發(fā)明通常采用10微秒甚或更短的tshOTt rlse?？s短的脈沖下降持續(xù)時(shí)長(zhǎng)tsh。rt fall小于根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)實(shí)踐的下降時(shí)間tfall。本發(fā)明通常采用10微秒甚或更短Wtstot fall。此外，脈沖斜坡時(shí)間
tshort_rise 禾口 ^short_fall ,J、 于在典型
的磁場(chǎng)切換率Stypiral下對(duì)于神經(jīng)組織的神經(jīng)響應(yīng)時(shí)間t_p。nse。本發(fā)明的切換率因?yàn)榭s短的脈沖斜坡時(shí)間而增大。在本發(fā)明中，與現(xiàn)有技術(shù)相比，平臺(tái)幅值增大，原因有幾個(gè)。首先，平臺(tái)幅值可能因?yàn)槿缟纤龅拈_(kāi)關(guān)技術(shù)的改善而增大。其次，在根據(jù)Reilly的模型規(guī)定的多相脈沖串中，平臺(tái)幅值可能因?yàn)榻M織在與神經(jīng)響應(yīng)時(shí)間t_p。_相似的短時(shí)間周期內(nèi)被去極化和再極化而增大。應(yīng)當(dāng)明白，短時(shí)長(zhǎng)的時(shí)間周期和tshOTt—fall使得可以施加大幅值磁脈沖，而不會(huì)引起來(lái)自神經(jīng)組織的生物響應(yīng)。如上所述，正是磁場(chǎng)的變化導(dǎo)致產(chǎn)生生物響應(yīng)。對(duì)于迅速變化的磁場(chǎng)強(qiáng)度，可以將對(duì)生物組織的影響降低到最小，使得有非常小的，甚或沒(méi)有來(lái)自該組織的生物響應(yīng)?？梢栽O(shè)想，脈沖在時(shí)間周期tplateau期間的幅值可以是任何值。如上所述，該幅值可以小至lmT/m?？梢栽O(shè)想，根據(jù)特定應(yīng)用的需要或者要求，該幅值可以小于或者大于lmT/m。 盡管從理論上說(shuō)，該磁場(chǎng)的幅值在其上限未受限制，但是可以預(yù)見(jiàn)，該幅值可以是IOOOmT/ m，或者小于1000mT/m。對(duì)于時(shí)間周期tsh。rt &6和tshOTt fall的時(shí)長(zhǎng)，可以設(shè)想，這些時(shí)間周期落入約1微秒與約10微秒之間的范圍內(nèi)。如上所述，10微秒是改變磁場(chǎng)的足夠短的時(shí)間周期，以致組織不發(fā)生生物反應(yīng)。當(dāng)然，時(shí)長(zhǎng)tsh。f和tsh。rt fall越短，則引發(fā)生物響應(yīng)的可能性越小。根據(jù)該前提，可以設(shè)想，本發(fā)明可以以時(shí)間周期tsh。rt 和tshOTt fall之一或者二者小于約9微秒工作。在設(shè)想的另一個(gè)實(shí)施例中，所述時(shí)間周期之一或者二者小于約8微秒。在設(shè)想的又一個(gè)實(shí)施例中，所述時(shí)間周期之一或者二者小于約7微秒。此外，在設(shè)想的另一個(gè)實(shí)施例中，所述時(shí)間周期小于約6微秒。在設(shè)想的又一個(gè)實(shí)施例中，所述時(shí)間周期之一或者二者小于約5微秒。在設(shè)想的又一個(gè)實(shí)施例中，所述時(shí)間周期之一或者二者小于4微秒。此外，還可以設(shè)想，所述時(shí)間周期之一或者二者小于約3微秒。在設(shè)想的其它實(shí)施例中，所述時(shí)間周期之一或者二者小于約2微秒。在設(shè)想的又一個(gè)實(shí)施例中，所述時(shí)間周期之一或者二者小
于約1微秒。應(yīng)當(dāng)明白，時(shí)間周期 tshort_rise 禾口 ^short_fall 的時(shí)長(zhǎng)不需要相同。變量 short_rise 可
以大于、等于或者小于變量tsh。rt fall，而不脫離本發(fā)明的范圍。在本發(fā)明中，整個(gè)掃描時(shí)間的縮短通過(guò)至少本發(fā)明的機(jī)制來(lái)實(shí)現(xiàn)首先，縮短的上升時(shí)間和下降時(shí)間使得掃描時(shí)間整體縮短。其次，較高的平臺(tái)幅值使得MRI系統(tǒng)采集的數(shù)據(jù)的質(zhì)量可以與采用較短平臺(tái)時(shí)間tsh。rt_plateau的現(xiàn)有技術(shù)相當(dāng)。對(duì)圖6和圖7之間進(jìn)行比較，還說(shuō)明本發(fā)明的又一個(gè)方面。具體地說(shuō)，現(xiàn)有技術(shù)產(chǎn)生的磁場(chǎng)梯度約比由本發(fā)明的MRI裝置10產(chǎn)生的磁場(chǎng)梯度弱5倍?？傊?，本發(fā)明包括傳送非常短的多相磁場(chǎng)梯度脈沖用于磁共振成像的設(shè)備。本發(fā)明還包括，利用縮短的脈沖長(zhǎng)度和多相磁梯度脈沖，降低磁共振成像中的生物效應(yīng)的方法。如上所述，通過(guò)將存儲(chǔ)在電容器和/或傳輸線(xiàn)上的電荷釋放到靠近人體部分的線(xiàn)圈和/或傳輸線(xiàn)上，產(chǎn)生磁脈沖。所述線(xiàn)圈可以包括幫助磁脈沖成形的介質(zhì)和/或鐵氧體
10材料。對(duì)于微波傳輸和接 收機(jī)中使用的循環(huán)器和其它電路元件，鐵氧體材料可被用于構(gòu)造復(fù)雜的動(dòng)態(tài)電磁場(chǎng)(正如 Ansoft Corporation, in Microwave Journal，June，1996 所披露的)。除了其它不同，本發(fā)明與現(xiàn)有技術(shù)的不同之處還在于，在與神經(jīng)響應(yīng)時(shí)間tresp。_ 相似的短時(shí)間周期內(nèi)規(guī)定多相脈沖串，它與先前教導(dǎo)的脈沖序列不同。根據(jù)本文所做的討論，本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)明白本發(fā)明的其它方面。
權(quán)利要求
1.一種用于磁共振成像的磁場(chǎng)發(fā)生器，包括 至少一個(gè)電源；至少一個(gè)電容器； 至少一個(gè)多級(jí)高壓開(kāi)關(guān)； 至少一個(gè)線(xiàn)圈，用以產(chǎn)生時(shí)變磁場(chǎng)；其中，來(lái)自所述至少一個(gè)電容器的存儲(chǔ)能量通過(guò)所述至少一個(gè)多級(jí)高壓開(kāi)關(guān)傳送到所述至少一個(gè)線(xiàn)圈，使得所述至少一個(gè)線(xiàn)圈產(chǎn)生幅值為至少1毫特斯拉每米、上升時(shí)間小于 10微秒的時(shí)變磁場(chǎng)梯度。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的發(fā)生器，其中，所述至少一個(gè)線(xiàn)圈包括鐵氧體材料。
3.一種用于磁共振成像的磁場(chǎng)發(fā)生器，包括 至少一個(gè)電源；至少一個(gè)開(kāi)關(guān)；至少一個(gè)脈沖形成線(xiàn)；至少一個(gè)線(xiàn)圈，用以產(chǎn)生時(shí)變磁場(chǎng)；其中，來(lái)自所述至少一個(gè)脈沖形成線(xiàn)的存儲(chǔ)能量被傳送到所述至少一個(gè)線(xiàn)圈。
4.一種對(duì)含有神經(jīng)組織的結(jié)構(gòu)進(jìn)行磁共振成像的方法，包括在不會(huì)引起來(lái)自神經(jīng)組織的響應(yīng)的短時(shí)長(zhǎng)內(nèi)，產(chǎn)生最小幅值為至少1毫特斯拉每米的磁場(chǎng)梯度，其中所述神經(jīng)組織暴露在所述磁場(chǎng)梯度中；以及在至少一微秒的時(shí)間段內(nèi)，將磁場(chǎng)保持為至少1毫特斯拉每米的幅值；以及在不會(huì)引起來(lái)自暴露在所述磁場(chǎng)梯度中的神經(jīng)組織的響應(yīng)的短時(shí)長(zhǎng)內(nèi)，改變所述磁場(chǎng)梯度的幅值。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中，所述神經(jīng)組織包括活的有機(jī)體的至少一部分。
6.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中，所述神經(jīng)組織包括至少一個(gè)神經(jīng)元。
7.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中，利用用于磁共振成像的磁場(chǎng)發(fā)生器產(chǎn)生該磁場(chǎng)， 該磁場(chǎng)發(fā)生器包括至少一個(gè)電源；至少一個(gè)線(xiàn)圈，所述至少一個(gè)線(xiàn)圈連接到所述至少一個(gè)電源，以產(chǎn)生時(shí)變磁場(chǎng)；至少一個(gè)電容器，所述至少一個(gè)電容器連接到所述線(xiàn)圈，其中，所述至少一個(gè)電容器存儲(chǔ)對(duì)所述至少一個(gè)線(xiàn)圈施加的來(lái)自所述至少一個(gè)電源的能量；和連接在所述電容器與所述線(xiàn)圈之間的至少一個(gè)多級(jí)高壓開(kāi)關(guān)，其中，來(lái)自所述電容器的存儲(chǔ)能量被傳送到所述至少一個(gè)線(xiàn)圈，使得所述線(xiàn)圈產(chǎn)生該磁場(chǎng)梯度。
8.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中，利用用于磁共振成像的磁場(chǎng)發(fā)生器產(chǎn)生該磁場(chǎng)， 該磁場(chǎng)發(fā)生器包括至少一個(gè)電源；至少一個(gè)線(xiàn)圈，所述至少一個(gè)線(xiàn)圈連接到所述至少一個(gè)電源，以產(chǎn)生時(shí)變磁場(chǎng)；以及至少一個(gè)脈沖形成網(wǎng)絡(luò)，所述至少一個(gè)脈沖形成網(wǎng)絡(luò)連接在所述至少一個(gè)電源與所述至少一個(gè)線(xiàn)圈之間，其中，來(lái)自所述至少一個(gè)脈沖形成網(wǎng)絡(luò)的存儲(chǔ)能量被傳送到所述至少一個(gè)線(xiàn)圈，使得所述線(xiàn)圈產(chǎn)生該磁場(chǎng)梯度。
全文摘要
一種磁場(chǎng)發(fā)生器，包括電源和連接到該電源以產(chǎn)生時(shí)變磁場(chǎng)的線(xiàn)圈。向該線(xiàn)圈施加能量，以使該線(xiàn)圈產(chǎn)生幅值為至少1毫特斯拉每米、上升時(shí)間小于10微秒的時(shí)變磁場(chǎng)梯度。電容器、多級(jí)高壓開(kāi)關(guān)和/或脈沖形成網(wǎng)絡(luò)中的一個(gè)或者多個(gè)幫助產(chǎn)生該磁場(chǎng)梯度。
文檔編號(hào)G01R33/38GK102171582SQ200980122352
公開(kāi)日2011年8月31日 申請(qǐng)日期2009年6月19日 優(yōu)先權(quán)日2008年6月20日
發(fā)明者歐文·溫伯格 申請(qǐng)人:溫伯格醫(yī)學(xué)物理有限公司