用于降低磁梯度场梯度的生物效应的设备和方法

专利名称：用于降低磁梯度场梯度的生物效应的设备和方法
技术领域：
本发明涉及一种用于降低磁场梯度对(各种)组织的生物效应的设备和方法。更具体地说，本发明涉及一种用于降低磁场梯度诸如在磁共振成像(“MRI”)期间所承受的磁场梯度对神经组织的生物效应的设备和方法。
背景技术：
本领域技术人员应当明白，MRI是对组织内的亚原子颗粒施加磁场梯度，以对该组织内的原子和分子后续对射频脉冲的响应进行空间编码的技术。检测到来自该组织的电磁响应后，部分地根据该响应，产生该组织的图像。遗憾的是，因为在神经和其它电敏组织中感应电脉冲，所以产生磁场梯度(例如， 切换梯度)可能在活的有机体中引起不期望的响应。在二十世纪七十年代中后期，DR McNeal和JP Reilly根据典型的膜兴奋性关系 (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，“膜电流及其在神经中的传导和刺激的应用的定量描述”，J. Physiol. ,117 :500，1952年))，描述了一种描述电磁生物效应的模型(DR McNeal,"Analysis of a model for excitation of myelinated nerve,"in IEEE Trans. Biomed. Eng. ,23 =329-337,1976 (DR McNeal，“用于刺激有髓神经的模型的分析”， 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，“高电压AC电源传输线的电磁场耦合-对人的短期影响的分类”)，关于电源设备和系统的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 ( “瞬间电激励的感官效应用神经电模型评估”，IEEE Trans. Biomed. Eng. , 1001 1011，1985年)中，披露了对该模型所做的后续详细描述。Reilly详细描述的该模型引用了 19世纪后期，在设计越洋电缆时首次应用的电报方程。与水下电缆相同，神经元也是成段组织的，这些段被郎飞氏结(node of Ranvier) 分隔开。这些结满足控制神经元行为的电阻/电容(“RC”)方程式，其时间常数与神经元的直径和结之间的距离相关。
简要概述了电特性后，下面将注意力转向磁场梯度。对于MRI，磁场梯度具有至少一个特别有趣的分量切换率(slew rate)。该切换率指，梯度幅度的变化速率，它通常是以特斯拉(Teslas)每米每秒(T/m/s)为单位测量的。根据 物理学定律，磁场的变化导致产生电场。因此，组织中磁场梯度的变化也导致形成电场。当研究神经组织时，一旦达到某个阈值，磁场梯度的变化就使神经去极化。随着脉冲持续时长缩短，该阈值变大。这些变量之间的关系遵循传统的双曲线。注意到，对于短至50毫秒的脉冲持续时长，在人体上进行的实验研究 (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，“在时变梯度场中检查患者安全”)，J.磁共振成像，12 =20-29,2000年)证明该基本模型成立。根据各种MRI研究，至少在欧洲和美国，管理机构将该强度的经时变化模型归入法规° (j^SiiLRequirements for the Safety of MR Equipment for Medical Diagnosis, IEC 60601-2-33 (用于医疗诊断的磁共振装置的安全要求，IEC 60601-2-33)(对于欧洲)； 还请参见 Guidelines for Premarket Notifications for MR Diagnostic Devices, 21C. F. R. § 807. 87 (对于磁共振诊断装置的售前通知的指南，21C. F. R. § 807. 87)(对于美国))。根据这些研究以及根据基于这些研究的法规，MRI制造商尝试设计三角脉冲序列， 以满足由Reilly模型所规定的限制以及其它限制。美国专利No. 6，198，282中描述了这样的尝试，该美国专利涉及一种用于提供最小时长梯度脉冲的优化梯度系统，该美国专利的内容通过参考弓I入本文。现有技术还包括，从另一个方向说明对该强度的经时变化的曲线感兴趣的证明， 因为神经刺激系统的制造商为了增强刺激试图整形该脉冲。(请参见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, “脉冲序列、极性和幅度对人和猪的末梢神经的磁激励的影响”，J. Physiol.，513 =571-585, 1998 年))。经过许多研究和开发，本行业内的技术人员传统上都施加比神经元刺激阈值小的磁场梯度。由于减小的梯度幅度，与具有更高的磁梯度场强度相比，MRI诊断花费的时间更长，并且降低了空间分辨率。在MRI界，广泛认为，获得大的梯度切换率(S卩，磁场梯度在短时间周期内的变化) 是该行业的受欢迎的进展。应当立刻明白，提高切换率的一个推动力是缩短扫描时间。假定，如果给定的MRI 序列要求特定数量的脉冲，则施加较短(但是更强)的脉冲和施加具有较短斜坡时间的脉冲，将使得该MRI序列在比传统技术短的时间周期内(即，更快地)完成。除了其它的优点，节省时间能提高不稳定患者的安全性。节省时间还可以降低MRI 序列的成本。提高切换率的第二种激励方式是，提高梯度场强度，这样改善空间分辨率。对于给定的规定脉冲序列，磁场在每个脉冲斜升得越快，则在相同的总扫描时间的梯度强度越大。 由于该梯度强度与获得的MRI图像的空间分辨率成正比，所以较高的切换率将产生较好的空间分辨率。在某些情况下，提高的空间分辨率可以改善医学诊断。如上所述，对于MRI装置的制造商，根据关于归因于神经元刺激而存在的生物效应的研究，对切换率设置限制。这些限制对当前可用的扫描技术设置了限制。本领域技术人员还应当明白，产生具有非常短的持续时长的磁场梯度也是一种技术挑战。因此，缩短磁场梯度脉冲的持续时长也存在技术障碍。对于技术限制，在某些MRI装置中，利用开关触发产生磁场梯度。传统上使用的开关的类型包括基于绝缘栅双极晶体管(“IGBT”)和金属氧化物半导体场效应晶体管 (“M0SFET”)的器件。然而，这些传统的开关不能为了避免神经元刺激而产生足够短的持续时长的磁场梯度。开关方面的最新研究为现有技术的MRI装置存在的技术问题提供了解决方案。具体地说，几代等离子物理实验学家引领了刚刚被引入本领域的可靠固态开关和脉冲形成线的发展。(请参见 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，“大功率固态开关模型”，国际功率调节器研讨会记录，第563-566页，2004年))。这些大功率固态开关能够在一微秒内触发1万安培的脉冲，比在市售的MRI系统的梯度场发生器内采用的基于IGBT和MOSFET的系统高几个数量级(请参见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，“用于微型螺丝圈的磁共振成像的脉冲电流梯度电源”，磁共振工程，15(3) : 189-200，2002年))。显而易见，在脉冲电源技术领域，使开关闭合比使开关打开容易。为了避开这一限制，固态开关可以与脉冲形成线(“PFL”)组合，这样不需要打开开关。PFL还被称为Blumlein线(以第二次世界大战时期的发明家David Blumlein命名)，它是介质填充传输线，它在被固态开关触发时，开始泄漏其电荷。一旦该介质泄漏了电荷，该传输线就停止传送电流。Blumlein线可以在纳秒内切换，并且可以使电流保持几毫禾少。(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，“用于大功率激光的电源的毫秒 Blumlein 线”，J. Phys. E =Instrum. ,20 192-195，1987 年))。为了传送各种宽度的脉冲，各条PFL可以被互相独立地触发到通用负载。鉴于上述，希望在MRI环境下，对组织施加更大的磁场梯度，而避免对该组织产生不利的生物效应。

发明内容
因此，本发明的一个方面是提供一种用于缩短MRI的扫描持续时长的设备和方法。本发明的又一个方面包括施加其幅值比传统采用的大的磁场梯度。在一个实施例中，该梯度可以高至比先前施加的大五( 倍。在其它实施例中，该幅值可以更大。本发明的另一个方面是，通过在低于组织的响应阈值的时帧内，对该组织施加磁场梯度，以降低磁场梯度的生物效应。除了其它方面，本发明利用了生理漏洞(physiological loophole)根据离子通道传输的公认生理模型，微秒数量级的双相脉冲太快，以致神经不能改变其极化状态，因此，实际上，可以忽略所述微秒数量级的双相脉冲。本发明利用该生理漏洞。根据Reilly详细描述的模型，该漏洞意味着梯度场阈值可以比常规双曲线模型高5倍或者更高，而不引发生物效应。本发明还利用比用于传送MRI脉冲的传统系统更强大的磁脉冲传送系统。在设想的一个实施例中，本发明采用符合MRI梯度放大器的要求的固态开关和/ 或PFL技术。这些要求包括提高的重复率、与MRI脉冲编程器匹配的阻抗和触发、以及电噪声/声学噪声屏蔽因素。下游调整包括支承梯度线圈，以处理特别是在具有高静磁场的高分辨率MRI系统内的较高电流负荷处产生的较大电磁(即，JXB)力。根据传统的线圈设计规则，涡流电流屏蔽很可能比当前规范的问题少，并且预期可以减小电感。根据本发明的又一个实施例，当涡流电流逐渐减小时，通过以长的回声时间 (“TE”)采集信号，涡流电流的影响可以被进一步降低到最小。在设想的又一个实施例中，可以将低温保持器的膛制成比梯度线圈大得多，这样进一步减小涡流电流的影响。通过如下所做的讨论，本发明的其它优点将变得清楚，并且将被本领域技术人员
所理解。


下面，结合附图描述本发明，附图中图1是本发明设计的设备的第一实施例的示意图；图2是本发明设计的设备的第二实施例的示意图；图3是本发明设计的设备的第三实施例的示意图；图4是本发明设计的设备的第四实施例的示意图；图5是示出本发明设计的一个方法的流程图；图6是示出临床上采用的现有技术的MRI装置的典型磁场梯度和持续时长的曲线图；以及图7是示出本发明设计的磁场梯度和持续时长的曲线图。
具体实施例方式
下面结合一个或者多个实施例描述本发明。实施例意在说明本发明，而无意限制本发明的范围。本领域技术人员应当明白，本发明意在包括各种等同和变型。作为讨论本发明的各种实施例之前的预备，下面概括讨论MRI装置。该概括无意限制本发明。提供它，只是为了帮助理解本发明的各种实施例的各部件，如下所做的详细描述。作为一般原则，MRI装置包括通常为磁性线圈的磁场发生器；以及射频(“RF”)发生器或者发射机。该磁性线圈产生时变磁场，而RF发生器发射无线电波。MRI装置通常还施加静磁场。本领域技术人员应当明白，组织主要由水分子构成，每个水分子都含有氢原子。当人体组织暴露在强磁场下时，氢原子以该磁场的方向排列。随后，该RF发生器向处于该排列状态的氢原子发射无线电波。无线电波的有些能量被水分子中的氢原子吸收，从而改变了该氢原子的磁排列。被改变的磁状态被检测器检测，这样产生可以被处理以形成为图像的信号。了解了这些概况后 ，下面参考图1做说明。图1是根据本发明的MRI装置10的第一设想实施例的示意图。MRI装置10包括电源12。电源12可以是适合于产生被提供至与其连接的一个或者多个部件的能量的任意类型的发生器。本领域技术人员应当明白，该发生器可以提供交流电(AC)或者直流电(DC)。电源10的精确输出不是本发明工作的关键问题。此外，该能量输出一产生就根据该系统各部件的要求转换为不同的类型(例如，AC或者DC)。在图1中，电源12被示出为向本发明的MRI装置10的各种部件中的每一个提供能量。然而，请注意，所示的布置仅是说明性的。本领域技术人员应当明白，MRI装置10的各个部件可以从集中式电源诸如电源12接收能量。可替选地，各种部件可以从可替选的电源接收能量。因此，示出单个电源12并无意限制本发明。此外，如下所做的详细描述，参考在各种部件之间延伸的单条通信线(或者通信链路)，说明并描述了本发明的MRI装置10。示出单条通信线意在简化对本发明的各种实施例所做的讨论和说明。本领域技术人员应当明白，根据操作要求，MRI装置10的各种部件之间可以有多条通信线。此外，所述通信线无意被限制为有线链路。相反，根据MRI装置 10的操作需要或者要求，所述通信线可以是无线的。在本发明的一个设想实施例中，电源12可以包括多个电源12，根据与各个电源相关联的(各)装置和/或各部件的要求，每个电源12分别产生不同特性的能量。如图1所示，来自电源12的能量在两个方向上传输。来自电源12的能量第一沿通信线14传输到电容器16。来自电源12的能量第二沿通信线18传输到处理器20。本领域技术人员应当明白，电容器16可以是任意尺寸或者类型的。根据其性质， 电容器16基于从电源12输入的能量存储电荷。该电荷最终被释放，正如下面更详细描述的。尽管图1示出单个电容器16，但是可以采用多个电容器16，而不脱离本发明的范围。在一个设想实施例中，MRI装置10的操作取决于多个电容器16。本领域技术人员应当明白，可以采用多组电容器16，以产生连续磁场梯度。在第二流径中，来自电源12的能量被提供至处理器20。处理器20可以是适于执行指令、产生数据、接收数据、存储数据等等的任意类型的。在一个设想实施例中，处理器12 可以是个人计算机。在其它实施例中，处理器12可以是大型计算机、便携式计算机、个人数字助理(“PDA”)或者其它类似装置。处理器12的精确设计和功能不是本发明工作的关键问题。因此，处理器12可以是适于MRI装置10运行的任何类型的。电容器16通过通信线22连接到开关，其中术语开关指如上所述的一个或者多个大功率固态开关模块。因此，当电容器16释放存储的电荷时，该存储的电荷通过通信线22到达开关对。开关M通过通信线沈连接到线圈28。因此，当电容器16放电时，来自电容器16 的能量传送到线圈观，这样，产生磁场30。线圈28不需要是单个线圈。相反，可以设想，线圈28可以包括多个线圈28，每个线圈都能够产生全部或者部分磁场30。此外，本领域技术人员应当明白，如果采用多个线圈观，则线圈观不需要是相同类型或者相同尺寸的。相反，可以设想，如果采用多个线圈28， 则它们可以互相不同，以产生幅值、周期等不同的磁场梯度。此外，如图1所示，MRI装置10包括RF发射机32。正如上面简要描述的，RF发射机32产生无线电波34。尽管示出了一个RF发射机32，但是可以设想，可以采用多个RF发射机32，而不脱离本发明的范围。此外，如果采用多个RF发射机32，则它们的尺寸、类型等等可以不同。如图所示，磁场30和RF波34对准组织样36。尽管组织样36可以是有机体的一部分，但是它也可以是整个有机体。磁场30和RF波34与组织36相互作用后，组织36产生响应信号38，该响应信号 38被检测器40检测。本领域技术人员应当明白，信号38可以包括来自该组织36的多个不同信号。检测器40检测到信号38，并通过通信线42，将该信号38送到处理器20。处理器 20接收并处理信号38，以产生表示该组织36的成分的图像。本领域技术人员应当明白，处理器20可以不是对该信号38进行处理，以产生该组织36的图像的装置。相反，检测器40可以与适当的成像装置组合。在又一个实施例中，成像器可以是与处理器20和检测器40分离的部件。还可以设想落入本发明范围内的其它实施例。继续参考图1，MRI装置10包括通信线42。通信线42被示为中心总线，它将处理器20通过通信线44连接到电容器，通过通信线46连接到开关，通过通信线48连接到线圈，以及通过通信线50连接到RF发射机。然而，实施本发明不要求中心总线。相反，可以在MRI装置10的各部件之间建立多种连接，而不脱离本发明的范围，如上所述。请注意，通信线14、18、22、26、42、44、46、48、50都可以传送数据和/或能量。因此，通信线意在说明MRI装置10的各种部件之间的多模式连接。如上所述，根据需要或者要求，通信线14、18、22、26、42、44、46、48、50中的每个都可以被一个或者多个的分立连接所取代。根据需要或者要求，通信线14、18、22、26、42、44、46、48、50可以是单向的，也可以是双向的。对于通信线42、44、46、48、50，可以设想，处理器20可以将操作指令提供至它所连接的一个或者多个部件。因此，本领域技术人员应当明白，可以设想，处理器20通过一个或者多个部件引入了控制功能。还可以设想，根据MRI装置10的操作的需要或者要求，可以将来自一个部件的控制反馈到另一个部件。图2示出MRI装置52，它是本发明设想的第二实施例。MRI装置52的许多部件与结合图1所示的MRI装置10所说明和描述的相同。因此，这些部件被赋予与图1所示部件相同的标号。此外，为了简洁起见，不再重复描述这些部件。图2所示的MRI装置与图1所示的IOR装置10在至少一个方面不同。具体地说， 电容器16和开关M被脉冲形成线M代替。本领域技术人员应当明白，脉冲形成线讨可以包括一个或者多个电容器和开关。脉冲形成线54通过通信线56连接到电源12。脉冲形成线54通过通信线58连接到线圈28。脉冲形成线54通过通信线60连接到处理器。如上所述，脉冲形成线54还被称为Blumlein线。脉冲形成线54是，响应触发事件，诸如当被固态开关触发时，开始排泄其电荷的传输线。脉冲形成线54还被称为脉冲形成网络。取决于形成脉冲形成网络C‘PFN”)54的材料，PFN54在预定时间周期内累积电能， 然后，在较短时间周期内，以方形脉冲的形式，释放该电能。PFN 54还可以被设计成提供脉冲功率。PFN 54可以被高压电源12充电，然后，迅速放电(可能通过高压开关)。 该脉冲形成线54可以是单条线路，也可以是组合在一起的多条线路。脉冲形成线 54还可以是脉冲形成网络54，如上所述。PFN 54的精确组成和结构不是本发明工作的关键问题。图3示出MRI装置62的第三实施例。该实施例与图2所示的MRI装置52类似。 然而，在该第三实施例中，在电源12与脉冲形成线54之间附加了开关64。如图所示，电源通过通信线66连接到开关。开关64又通过通信线68连接到处理器20。如上所述，可以利用开关64触发脉冲形成线54，以使其能量释放到线圈28。图4示出MRI装置70的第四实施例。该第四实施例是对图3所示MRI装置62的修改。在此，在开关64与电源12之间插入了电容器72。电容器72通过通信线74连接到电源。电容器72通过通信线76连接到处理器。在该实施例中，可以设想，电容器72向开关64放电，开关64通过脉冲形成线54向线圈放电，如上所述。对于图1、图2、图3和图4所示的实施例，为了说明本发明，电源12与线圈28之间的连接被认为是受控通信线。因此，所述实施例提供了该受控通信线的设想结构的变型。图5示出本发明设想的方法78。方法78从80开始，而在88结束。开始80之后， 在82，产生具有1毫特斯拉每米(mT/m)的最小幅值的磁场梯度。在84，该磁场梯度保持至少约1微秒并且至多约10毫秒(这是平台时间周期(plateau time period)，如下所述)。 在86，该磁场梯度在非常小的时帧内变化，不足以引起来自神经组织的响应。判定点85位于86表示的操作之后。如图5中的流程图所示，通过判定点85，根据需要，重复步骤84和 86，以获得组织的生理信息和/或解剖信息。如果该脉冲序列足以获得组织的所需生理信息和/或解剖信息，则在88，该方法78结束。如下所做的更详细描述，可以设想，施加其上升时间和下降时间小于约10微秒的磁场梯度将创建出适当的条件，以避免触发来自神经组织的生物响应。本领域技术人员应当明白，并且如下所做的更详细描述，本发明允许施加的磁场梯度比采用现有技术允许的磁场梯度高，因为本发明至少部分地取决于比现有技术可用的上升时间和下降时间短的上升时间和下降时间。图6是根据现有技术的单个磁场梯度脉冲的图解说明。在典型的磁场切换率 Stypical下，该磁场梯度脉冲的上升时间tHse (接近150微秒)和下降时间tfall (接近150微秒)超过神经组织的神经响应时间。对于典型临床系统，Stypieal为400T/m/s。通常，在平台期(plateau phase)进行数据采集，因为难以去卷积变化的梯度场的影响。因此，脉冲的最有用的部分是平台时间tplateau。对于通常500微秒的总时长，该脉冲时长包括上升时间和下降时间以及平台时间。因此，应当明白，缩短上升时间和下降时间可以缩短总扫描时间。本领域技术人员应当明白，术语“上升”和“下降”既适用于生成的正脉冲，也适用于生成的负脉冲。图7提供根据本发明产生的磁场梯度脉冲的图解说明。缩短的脉冲上升持续时长 tshort_rise小于根据现有技术实践的上升时间tHse。本发明通常采用10微秒甚或更短的tshOTt rlse。缩短的脉冲下降持续时长tsh。rt fall小于根据现有技术实践的下降时间tfall。本发明通常采用10微秒甚或更短Wtstot fall。此外，脉冲斜坡时间
tshort_rise 禾口 ^short_fall ,J、 于在典型
的磁场切换率Stypiral下对于神经组织的神经响应时间t_p。nse。本发明的切换率因为缩短的脉冲斜坡时间而增大。在本发明中，与现有技术相比，平台幅值增大，原因有几个。首先，平台幅值可能因为如上所述的开关技术的改善而增大。其次，在根据Reilly的模型规定的多相脉冲串中，平台幅值可能因为组织在与神经响应时间t_p。_相似的短时间周期内被去极化和再极化而增大。应当明白，短时长的时间周期和tshOTt—fall使得可以施加大幅值磁脉冲，而不会引起来自神经组织的生物响应。如上所述，正是磁场的变化导致产生生物响应。对于迅速变化的磁场强度，可以将对生物组织的影响降低到最小，使得有非常小的，甚或没有来自该组织的生物响应。可以设想，脉冲在时间周期tplateau期间的幅值可以是任何值。如上所述，该幅值可以小至lmT/m。可以设想，根据特定应用的需要或者要求，该幅值可以小于或者大于lmT/m。 尽管从理论上说，该磁场的幅值在其上限未受限制，但是可以预见，该幅值可以是IOOOmT/ m，或者小于1000mT/m。对于时间周期tsh。rt &6和tshOTt fall的时长，可以设想，这些时间周期落入约1微秒与约10微秒之间的范围内。如上所述，10微秒是改变磁场的足够短的时间周期，以致组织不发生生物反应。当然，时长tsh。f和tsh。rt fall越短，则引发生物响应的可能性越小。根据该前提，可以设想，本发明可以以时间周期tsh。rt 和tshOTt fall之一或者二者小于约9微秒工作。在设想的另一个实施例中，所述时间周期之一或者二者小于约8微秒。在设想的又一个实施例中，所述时间周期之一或者二者小于约7微秒。此外，在设想的另一个实施例中，所述时间周期小于约6微秒。在设想的又一个实施例中，所述时间周期之一或者二者小于约5微秒。在设想的又一个实施例中，所述时间周期之一或者二者小于4微秒。此外，还可以设想，所述时间周期之一或者二者小于约3微秒。在设想的其它实施例中，所述时间周期之一或者二者小于约2微秒。在设想的又一个实施例中，所述时间周期之一或者二者小
于约1微秒。应当明白，时间周期 tshort_rise 禾口 ^short_fall 的时长不需要相同。变量 short_rise 可
以大于、等于或者小于变量tsh。rt fall，而不脱离本发明的范围。在本发明中，整个扫描时间的缩短通过至少本发明的机制来实现首先，缩短的上升时间和下降时间使得扫描时间整体缩短。其次，较高的平台幅值使得MRI系统采集的数据的质量可以与采用较短平台时间tsh。rt_plateau的现有技术相当。对图6和图7之间进行比较，还说明本发明的又一个方面。具体地说，现有技术产生的磁场梯度约比由本发明的MRI装置10产生的磁场梯度弱5倍。总之，本发明包括传送非常短的多相磁场梯度脉冲用于磁共振成像的设备。本发明还包括，利用缩短的脉冲长度和多相磁梯度脉冲，降低磁共振成像中的生物效应的方法。如上所述，通过将存储在电容器和/或传输线上的电荷释放到靠近人体部分的线圈和/或传输线上，产生磁脉冲。所述线圈可以包括帮助磁脉冲成形的介质和/或铁氧体
10材料。对于微波传输和接 收机中使用的循环器和其它电路元件，铁氧体材料可被用于构造复杂的动态电磁场(正如 Ansoft Corporation, in Microwave Journal，June，1996 所披露的)。除了其它不同，本发明与现有技术的不同之处还在于，在与神经响应时间tresp。_ 相似的短时间周期内规定多相脉冲串，它与先前教导的脉冲序列不同。根据本文所做的讨论，本领域技术人员应当明白本发明的其它方面。
权利要求
1.一种用于磁共振成像的磁场发生器，包括 至少一个电源；至少一个电容器； 至少一个多级高压开关； 至少一个线圈，用以产生时变磁场；其中，来自所述至少一个电容器的存储能量通过所述至少一个多级高压开关传送到所述至少一个线圈，使得所述至少一个线圈产生幅值为至少1毫特斯拉每米、上升时间小于 10微秒的时变磁场梯度。
2.根据权利要求1所述的发生器，其中，所述至少一个线圈包括铁氧体材料。
3.一种用于磁共振成像的磁场发生器，包括 至少一个电源；至少一个开关；至少一个脉冲形成线；至少一个线圈，用以产生时变磁场；其中，来自所述至少一个脉冲形成线的存储能量被传送到所述至少一个线圈。
4.一种对含有神经组织的结构进行磁共振成像的方法，包括在不会引起来自神经组织的响应的短时长内，产生最小幅值为至少1毫特斯拉每米的磁场梯度，其中所述神经组织暴露在所述磁场梯度中；以及在至少一微秒的时间段内，将磁场保持为至少1毫特斯拉每米的幅值；以及在不会引起来自暴露在所述磁场梯度中的神经组织的响应的短时长内，改变所述磁场梯度的幅值。
5.根据权利要求4所述的方法，其中，所述神经组织包括活的有机体的至少一部分。
6.根据权利要求4所述的方法，其中，所述神经组织包括至少一个神经元。
7.根据权利要求4所述的方法，其中，利用用于磁共振成像的磁场发生器产生该磁场， 该磁场发生器包括至少一个电源；至少一个线圈，所述至少一个线圈连接到所述至少一个电源，以产生时变磁场；至少一个电容器，所述至少一个电容器连接到所述线圈，其中，所述至少一个电容器存储对所述至少一个线圈施加的来自所述至少一个电源的能量；和连接在所述电容器与所述线圈之间的至少一个多级高压开关，其中，来自所述电容器的存储能量被传送到所述至少一个线圈，使得所述线圈产生该磁场梯度。
8.根据权利要求4所述的方法，其中，利用用于磁共振成像的磁场发生器产生该磁场， 该磁场发生器包括至少一个电源；至少一个线圈，所述至少一个线圈连接到所述至少一个电源，以产生时变磁场；以及至少一个脉冲形成网络，所述至少一个脉冲形成网络连接在所述至少一个电源与所述至少一个线圈之间，其中，来自所述至少一个脉冲形成网络的存储能量被传送到所述至少一个线圈，使得所述线圈产生该磁场梯度。
全文摘要
一种磁场发生器，包括电源和连接到该电源以产生时变磁场的线圈。向该线圈施加能量，以使该线圈产生幅值为至少1毫特斯拉每米、上升时间小于10微秒的时变磁场梯度。电容器、多级高压开关和/或脉冲形成网络中的一个或者多个帮助产生该磁场梯度。
文档编号G01R33/38GK102171582SQ200980122352
公开日2011年8月31日 申请日期2009年6月19日 优先权日2008年6月20日
发明者欧文·温伯格 申请人:温伯格医学物理有限公司