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用于磁共振弹性成像的振动引入设备

阅读：140发布：2020-05-12

专利汇可以提供用于磁共振弹性成像的振动引入设备专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本发明的实施方式提供了一种用于磁共振弹性成像应用的磁共振(MR)兼容换能器，MR兼容换能器具有其自由端被布置为在使用时往复移动的悬臂式驱动元件(54)和设置在挠性非导电套筒(60)内的挠性非导电连接杆 (62)。连接杆的近端借助近端挠性连接件(64)附连到悬臂式驱动元件，在将悬臂式驱动元件的旋转往复运动转换成连接杆在套筒内的纯平移往复运动的同时，近端挠性连接件在悬臂式驱动元件围绕其固定端往复运动时，在使用时适应悬臂式驱动元件的略微旋转移动。连接杆的远端附连在连接到另一个悬臂式从动元件的突起上，在另一个悬臂式从动元件(56)上安装活塞元件(58)，活塞元件在使用时接触受试者。连接杆的远端设置有远端挠性连接件，远端挠性连接件在连接杆的端部和悬臂式从动元件之间形成连接，同样负责杆的纯平移移动被转换成悬臂式从动元件围绕其悬臂枢轴点的旋转移动。，下面是用于磁共振弹性成像的振动引入设备专利的具体信息内容。

权利要求

1.一种用于磁共振弹性成像的磁共振MR兼容换能器，所述MR兼容换能器包括：
悬臂式驱动元件，所述悬臂式驱动元件的自由端被布置成在使用时在原动力下往复移动；
挠性非导电连接杆，所述挠性非导电连接杆可滑动地设置在挠性非导电套筒内，所述杆的近端附连到所述悬臂式驱动元件；以及
悬臂式从动元件，在所述悬臂式从动元件上安装活塞元件，所述活塞元件在使用时接触所述受试者，所述从动元件被附连到所述连接杆的远端；
所述布置使得所述悬臂式驱动元件在所述原动力下的往复运动借助所述连接杆被传递到所述悬臂式从动元件。
2.根据权利要求1所述的MR兼容换能器，其中，所述连接杆的近端借助近端挠性连接件被附连到所述悬臂式驱动元件，在将所述悬臂式驱动元件的旋转往复运动转换成所述连接杆在所述套筒内的纯平移往复运动的同时，当所述悬臂式驱动元件围绕其固定端往复运动时，所述近端挠性连接件在使用时适应所述悬臂式驱动元件的略微旋转移动。
3.根据权利要求1或2所述的MR兼容换能器，其中，所述连接杆的远端设置有远端挠性连接件，所述远端挠性连接件在所述连接杆的远端和所述悬臂式从动元件之间形成连接，以适应所述杆的所述纯平移移动被转换成所述悬臂式从动元件围绕其悬臂枢轴点的旋转移动。
4.根据前述权利要求中的任一项所述的MR兼容换能器，其中，所述活塞元件被布置成与所述悬臂式从动元件的平面基本上正交延伸。
5.根据权利要求1至3中的任一项所述的MR兼容换能器，其中，所述活塞元件被布置成相对于所述悬臂式从动元件的平面成锐角。
6.根据前述权利要求中的任一项所述的MR兼容换能器，其中，所述杆和所述套筒具有足够长度，使得在所述套筒内的所述杆延伸到MR机器的孔中的同时，所述悬臂式驱动元件在使用时能够保持在所述MR机器的孔外部。
7.根据前述权利要求中的任一项所述的MR兼容换能器，其中，所述悬臂式驱动元件具有附连在其上的线圈，在使用时通过所述线圈馈送交流电，使得在使用时，所述线圈与所述MRI 扫描仪的B0场相互作用，以给所述悬臂式驱动元件提供所述原动力。
8.根据权利要求1至6中的任一项所述的MR兼容换能器，所述MR兼容换能器还包括时钟机构，所述时钟机构被布置成给所述悬臂式驱动元件提供所述原动力。
9.根据权利要求8所述的MR兼容换能器，其中，所述时钟机构被布置成使安装在所述悬臂式驱动元件的端部上的偏心重物旋转。
10.根据权利要求8所述的MR兼容换能器，其中，所述时钟机构被布置成偏心地安装在所述悬臂式驱动元件的端部上。
11.根据权利要求8至10中的任一项所述的MR兼容换能器，其中，所述时钟机构基本上由诸如例如塑料材料的非磁性材料制成，以便是MR兼容的。
12.根据权利要求8所述的MR兼容换能器，所述MR兼容换能器还包括用于给所述悬臂式驱动元件提供所述原动力的激光器，所述布置使得在使用时所述激光器将激光脉冲引导在所述驱动元件的自由端处，激光光子在所述悬臂式驱动元件上的撞击致使所述悬臂式驱动元件移动。
13.一种用于磁共振弹性成像的磁共振MR兼容换能器，所述MR兼容换能器包括：
悬臂式从动元件，在所述悬臂式从动元件上安装活塞元件，所述活塞元件在使用时接触受试者；以及
基于晶体的驱动布置，所述基于晶体的驱动布置具有晶体材料，所述晶体材料被布置成在使用时对所述悬臂式从动元件施加原动力，以致使所述悬臂式从动元件在使用时振荡。
14.根据权利要求13所述的MR兼容换能器，其中，所述基于晶体的驱动布置包括光机械晶体和用于照射所述光机械晶体的装置。
15.根据权利要求14所述的MR兼容换能器，其中，用于照射所述光机械晶体的装置包括光源和波导，所述波导被布置成引导来自所述光源的光，以使所述光入射到所述光机械晶体上。
16.根据权利要求14或15所述的MR兼容换能器，其中，用于照射的装置被布置成在使用时用具有第一组一个或更多个参数的第一光并且之后用具有第二组一个或更多个参数的第二光来反复照射所述光机械晶体，所述第二组一个或更多个参数中的一个或更多个参数与所述第一组中的对应参数不同，以致使所述光机械晶体振荡移动。
17.根据权利要求16所述的MR兼容换能器，其中，所述第一光具有与所述第二光不同的波长或波长范围。
18.根据权利要求13所述的MR兼容换能器，其中，所述基于晶体的驱动布置包括压电晶体和用于通过电场使所述压电晶体变形的装置。
19.根据权利要求18所述的MR兼容换能器，其中，用于使所述压电晶体变形的装置包括电信号发生器和电导体。
20.根据权利要求19所述的MR兼容换能器，其中，所述电信号发生器被布置成给所述压电晶体供应多个电脉冲，以致使所述压电晶体振荡移动。
21.根据前述权利要求中的任一项所述的MR兼容换能器，其中，在所述活塞元件的远端处设置流体填充垫，所述流体是不可压缩的。
22.根据权利要求21所述的MR兼容换能器，其中，在所述流体填充垫的在使用时接触受试者的表面上设置有多个不可压缩嵌钉。
23.一种用于磁共振弹性成像的磁共振MR兼容换能器，所述MR兼容换能器包括：
旋转安装的偏心质量，所述旋转安装的偏心质量被布置成在具有至少一个外表面的容器内旋转，所述外表面在使用时将振动传输到接触受试者；
驱动轴，所述驱动轴在功能上连接到所述旋转安装的偏心质量并且被布置成将旋转能量给予所述旋转安装的偏心质量；
其中，所述质量、所述容器和所述驱动轴由MR兼容材料制成。
24.根据权利要求23所述的MR兼容换能器，其中，所述驱动轴是挠性的。
25.根据权利要求24所述的MR兼容换能器，其中，所述驱动轴包括在挠性非旋转护套内的挠性旋转芯。
26.根据权利要求25所述的MR兼容换能器，其中，所述挠性旋转芯由磷青铜制成。
27.根据权利要求23至26中的任一项所述的MR兼容换能器，其中，所述偏心质量包括盘状件，所述盘状件在其表面上具有不相等质量分布。
28.根据权利要求23至27中的任一项所述的MR兼容换能器，其中，所述偏心质量包括盘状件，所述盘状件被去除一个或更多个部分，使得不存在所述结构围绕所述盘状件的质心的对称性。
29.根据权利要求23至28中的任一项所述的MR兼容换能器，其中，所述偏心质量包括盘状件，所述盘状件被旋转地偏心安装，使得旋转轴不在所述质心处。
30.根据权利要求23至29中的任一项所述的MR兼容换能器，其中，所述偏心质量具有用于指示所述质量围绕其旋转轴的旋转位置的装置。
31.根据权利要求30所述的MR兼容换能器，其中，用于指示的装置包括反射部分，所述反射部分被定位在所述质量的外表面上并且被布置成通过所述质量围绕其旋转轴进行旋转，所述布置还包括光源和光收集布置，所述光源被布置成照射所述反射部分，所述光收集布置被布置成从所述反射部分收集光，以用于确定所述质量的所述旋转位置。
32.根据权利要求31所述的MR兼容换能器，其中，所述光源和所述光收集布置包括公共光波导，所述公共光波导被布置成将光引导到所述反射部分上并且收集从所述反射部分反射的光。
33.根据权利要求32所述的MR兼容换能器，其中，所述光波导是光纤。
34.根据权利要求23至33中的任一项所述的MR兼容换能器，其中，所述容器中具有多个旋转安装的偏心质量，所述多个旋转安装的偏心质量具有相应轴以便允许所述多个质量以不同速度旋转。
35.根据权利要求34所述的MR兼容换能器，其中，所述相应轴上安装有不同大小的相应齿轮，所述布置使得所述齿轮啮合在一起，以通过施加到所述相应轴中的一个轴的公共旋转驱动旋转，由此提供不同旋转速度。
36.根据权利要求23至35中的任一项所述的MR兼容换能器，所述MR兼容换能器包括多个容器，所述多个容器通过相应长度的旋转驱动轴串联连接，使得所述容器从公共旋转驱动产生相应振动能量。
37.根据权利要求36所述的MR兼容换能器，其中，所述多个容器被安装在基板上的预定位置，由此将所述多个容器的相对位置相对于彼此固定。
38.根据权利要求37所述的MR兼容换能器，其中，所述基板是材料的薄板，优选地是挠性材料的薄板。
39.根据权利要求37或38所述的MR兼容换能器，其中，所述基板是帽状基板，所述帽状基板被布置成使得在使用时能够被穿戴在人类受试者用户的头部上。

说明书全文

用于磁共振弹性成像的振动引入设备

技术领域

[0001] 本发明的实施方式涉及用于在基于磁共振的测量期间在受试者(subject)的解剖结构中引入振动的振动引入设备。

背景技术

[0002] 通过手触诊来检测病理组织变化是自医学开始起就被医生应用的简单但必要的诊断工具。近来，已经使用被称为MR弹性成像(MR elastography，MRE)的方法，使组织的虚拟“触诊”变得切实可行。通过诸如影响生物力学的癌症、心血管病和神经退行性疾病的许多病理，这种方法用于早期诊断、分期(staging)和随后治疗的可能性巨大。肝纤维症和多发性硬化症的领域中的近期临床和临床前结果已经展示出令人印象深刻的初始结果。MRE通过分析外部引起的剪波的传播来量化组织的体内生物力学性质。这种方法的总体构思要求三个步骤：

[0003] 1.借助外部应用的机械换能器将低频机械波发送到身体内，

[0004] 2.借助专用MR运动敏感序列对那些波进行成像，以及

[0005] 3.借助生物力学性质的反转处理图像从那些数据来生成。

[0006] 在现有技术中已经提出了用于可控地产生机械波并且用于设计所要求的机械换能器的各种机构。图1例示了源自US 5952828的一种布置，该布置公开了适于在外部向患者施加振荡应力的换能器10。换能器10包括缠绕在线轴12的线圈11，其中，线圈轴线14相对于MR 扫描仪的偏振磁场B0垂直。线圈11是400 匝30AWG 铜线，并且其引线16直接连接到放大器。可采用被缠绕直至阻抗是8欧姆的任何线圈。线轴12被安装到挠性臂18，挠性臂18被附接到并且由支撑块20悬臂支撑。当电流经过线圈11时，它产生的磁场与MRI系统的偏振场B0相互作用。线轴12因此被纽绞，使挠性臂18根据电流流动方向向上或向下弯曲。通过使电流流动方向交替，线圈11来回纽绞，以产生对应交变力，该交变力造成挠性臂18如箭头22所指示那样振荡。带21延伸贯穿支撑块20中的开口并且将支撑块安全地紧固到患者。

[0007] 挠性臂18的振荡运动通过敷贴器24联接到受试者30。按其最简单形式，敷贴器24包括期望长度的管26，管26在其端部之一处被固定至臂18。压力板28被固定到管26的另一端。压力板28被放在待成像的受试者30上并且其振荡移动产生对应振荡压缩力，该振荡压缩力产生期望同步运动。

[0008] US 5952828因此描述了使用MRI扫描仪本身的磁场B0来驱动线圈12。然而，这样会引起如下问题，如果该布置太靠近正被成像的受试者放置，则导电的线圈12可以在所产生的图像中引入伪影。为了绕开这个问题，还开发了气动或声学驱动布置。图2例示了源自Tse,Z.T.H.等人的两种这样的布置Magnetic resonance elastography hardware design:a survey Proc IMechE Vol 223Part H:J Engineering in Medicine,p.497-514,5January 2009。图2(a)示出用于对肝脏进行MRE检查的系统，该系统由扬声器和无源驱动器组成，扬声器用于产生振动，布置在扫描仪室外部以避免任何EM干扰，无源驱动器布置在患者身体上。扬声器产生的机械振动经由气动管被传输到末端执行器，从而允许将磁性组件和电子控制系统与扫描仪室分开。然而，机械运动的相位延迟和同步控制的困难是气动系统的固有问题，因为空气是用于动力传输的容易压缩介质，因此在该系统中难以实现高带宽。因为机械激励到扫描序列的同步是实现稳定MRE图像时的重要步骤并且还确定波长进而确定目标区域的剪切模量估计的准确性，所以一直期望优化机械控制。因为难以将振动装置与图像序列同步，所以气动致动器只适于具有达100Hz的低频下的应用。

[0009] Sack等人展示了基于具有用于传输的长碳纤维杆的扬声器的设计Non-invasive measurement of brain viscoelasticity using magnetic resonance elastograohy NMR Biomedicine，Vol.21pp.265-271,2008。图2(b)和图4例示了该布置。这里，扬声器产生的机械振动被传输到有助于同步问题的具有2.8m刚性碳纤维杆的头部支架单元。头部支架附接到头部皮肤以激励脑组织并且被设计成能适于标准MRI头部线圈，如图2(b)和图4中所示。使用碳纤维杆作为致动介质消除了气动系统的不一致相位延迟问题，但头部支架被坚硬地安装在纤维杆上，因此牺牲了其不同取向的灵活性。扬声器和控制电子器件需要被放置在扫描仪室中(尽管远离等角点)，从而造成一定量的SNR降低并且有可能引入吸附力或转矩和EM干扰。

[0010] Mariappan等人的Magnetic Resonance Elastography:A Review Clinical Anatomy vol.23:pp 497-511(2010)还评论了用于MRE的机械致动器技术，并且识别出最常用的驱动机构，如图3(b)至图3(d)中所示。图3(a)示出本领域中已知的所有MRE驱动器的基本功能框，其中，与MR脉冲序列同步的函数发生器典型地用于通常借助某种类型的放大器来控制机械驱动器。图3(b)示出借助洛伦兹力工作并且利用主MRI磁体的磁场的电磁驱动器-在以上讨论的US 5952828中也公开了相同布置。在图3(c)中示出压电叠堆驱动器系统，其中，所创建的运动基于特定材料的压电性质。基于聚焦超声(基于FUS)的辐射力还被研究作为针对包括MRE的各种弹性成像策略创建机械运动的手段，其中，在外部放置有超声换能器的组织内直接创建剪波。

[0011] 另外，根据Mariappan并且反映如上Tse等人的发现，另一种广泛使用的创建用于MRE的所要求振动的方法利用声学扬声器系统中使用的音圈的运动。再次通过洛伦兹力来产生所要求的振动，但静态磁场来自声学扬声器中存在的专用永磁体。其本身带有永磁体的这些扬声器必须被布置成远离主MR磁体，因此该系统需要将扬声器产生的振动联接到组织的附加组件。一种方法是闭合围绕扬声器纸盆或其等同物的区域，使用长连接管将空气的谐波压力变化气动地传导到扫描仪中，并且使管终止于保持与组织接触的无源鼓状驱动器(图3d中示意性地示出的压力致动驱动器)中。该驱动器可以被容易地操纵，并且驱动器系统实际上在患者附近的部分由不产生MR图像伪影的材料制成。因为通过与接触组织的无源组件不同的有源组件来产生实际振动，所以有源组件可适于适应感兴趣的任何器官(诸如，胸部或大脑)。在组织内引入的振动幅度非常低并且被保持在振动安全极限内。

[0012] 因此，如以上将清楚的，现有技术的布置通常分成三种主要类别。存在US5952828的B0从动布置，这些布置提供了良好的机械连接性和振动再现性，但是通常要求驱动线圈太靠近MRI扫描仪，因此引入成像伪影。然后，存在通常使用扬声器纸盆等作为振动驱动器的气动从动布置，从而允许驱动器很好地远离扫描仪定位，但取决于振动的气动传导。如以上提到的，这样的布置遭遇的问题是，由于气动振动传导，导致传输到正被成像的受试者的振动的分辨率和频率低。

[0013] 第三种尝试通过使用很好地远离MRI扫描仪本身定位的声学驱动器(扬声器)并因此改进MR兼容性来绕开这些问题，但是用刚性振动传输杆向患者传输振动，这克服气动系统的问题。以上讨论的Sacks等人的布置反映了这种方法。然而，如以上讨论的并且如Tse等人理解的，该布置(图4中示出)的缺点在于，它不灵活，并且不允许将振动施加到身体的期望的任何部分。替代地，该布置限于使用头部支架，使刚性杆贯穿受试者身体的长度，如图4中所示。许多受试者将发现这种布置是吓人的。

发明内容

[0014] 本发明的一些实施方式提供了一种用于磁共振弹性成像应用的磁共振兼容换能器，磁共振兼容换能器具有其自由端被布置成在使用时往复移动的悬臂式驱动元件和可滑动地设置在挠性非导电套筒内的挠性非导电连接杆。杆和套筒具有足够长度(通常超过0.50m)，使得悬臂式驱动元件可以保持在MRI机器的孔外部，而套筒内的杆延伸到MRI机器的孔中。连接杆的近端借助近端挠性连接件被附连到悬臂式驱动元件，在将悬臂式驱动元件的旋转往复运动转换成连接杆在套筒内的纯平移往复运动的同时，在悬臂式驱动元件围绕其固定端往复运动时，近端挠性连接件在使用时适应悬臂式驱动元件的略微旋转移动。
连接杆的远端被附接在连接至另一个悬臂式从动元件的突起上，在该另一个悬臂式从动元件上安装在使用时接触受试者的活塞元件。在一些实施方式中，活塞元件被布置成与悬臂式从动元件的平面基本上正交地延伸，而在其它实施方式中，活塞元件可以与悬臂式从动元件的平面成不同角度(例如，相对其的任何锐角)布置。连接杆的远端设置有远端挠性连接件，远端挠性连接件在连接杆的端部和悬臂式从动元件之间形成连接，同样负责杆的纯平移移动被转换成悬臂式从动元件围绕其悬臂枢轴点的旋转移动。

[0015] 在一个实施方式中，悬臂式驱动元件具有附连在其上的线圈，并且在使用时通过该线圈来馈送交流电。然后，该电流与MRI扫描仪的B0场相互作用，以致使线圈往复来回移动，由此使线圈附连到的悬臂式驱动元件往复移动。在以上讨论的US5952828中已知使用扫描仪的B0场来提供用于机械致动器的原动力。

[0016] 在其它实施按时中，代替使用线圈和B0场，可以使用其它运动机构。例如，在一个实施方式中，被布置成使偏心重物旋转的时钟机构可以被安装在悬臂式驱动元件的端部上。这种时钟工作机构可以完全由塑料材料制成，以便是MRI兼容的，因而如有必要，允许整个换能器被布置在MRI孔中，而不造成图像伪影。

[0017] 在另一个实施方式中，可替代地通过在驱动元件的自由端处发出激光脉冲的高功率激光器将悬臂式驱动元件作为目标。高能光子对悬臂式驱动元件的撞击(特别地，如果上面设置有变暗目标)应该足以致使悬臂式驱动元件的充分移动以驱动换能器。

[0018] 在其它实施方式中，悬臂式从动元件被单独使用，直接被诸如压电晶体或光机械晶体的电磁致动晶体驱动。使用这样的驱动晶体允许设置不要求到MR孔外部的驱动机构的连接杆的MR安全布置，因此获得更多紧凑布置。

[0019] 依据上文，一种实施方式提供了一种用于磁共振弹性成像的磁共振(MR)兼容换能器，所述MR兼容换能器包括：悬臂式驱动元件，其自由端被布置成在使用时在原动力下往复移动；挠性非导电连接杆，其可滑动地设置在挠性非导电套筒内，所述杆的近端附连到所述悬臂式驱动元件；以及悬臂式从动元件，在其上安装在使用时接触受试者的活塞元件，所述从动元件被附连到所述连接杆的远端；所述布置使得所述悬臂式驱动元件在所述原动力下的往复运动借助所述连接杆被传递到所述悬臂式从动元件。

[0020] 另一个实施方式提供了一种用于磁共振弹性成像的磁共振(MR)兼容换能器，所述MR兼容换能器包括：悬臂式从动元件，在其上安装在使用时接触受试者的活塞元件；以及基于晶体的驱动布置，其具有驱动晶体，所述驱动晶体被布置成在使用时对所述悬臂式从动元件施加原动力，以致使所述悬臂式从动元件在使用时振荡。

[0021] 在该实施方式中，基于晶体的驱动布置可以包括光机械晶体和用于照射所述光机械晶体的装置。可选地，用于照射所述光机械晶体的装置包括光源和波导，所述波导被布置成引导来自所述光源的光，以便光入射到所述光机械晶体上。在一个实施方式中，用于照射的装置被布置成在使用时反复照射所述光机械晶体，以便致使光机械晶体振荡移动。光源应该能够产生不同波长的光，并且入射光的波长的改变致使晶体的振荡移动。

[0022] 在另一个实施方式中，基于晶体的驱动布置包括压电晶体和用于向所述压电晶体施加电场的装置。在该实施方式中，用于向所述压电晶体施加电场的装置可以包括电信号发生器和电导体。此外，所述电信号发生器可以被布置成给所述压电晶体提供多个电脉冲，以便致使所述压电晶体振荡移动。

[0023] 在其它实施方式中，使用不同布置，该布置依赖于偏心质量的旋转，以产生MRE所需的振动。通过来自电机的MR兼容旋转驱动轴(例如由磷青铜制成的驱动轴)来去驱动质量。优选地，驱动轴是挠性的，以允许容易将包含偏心质量的振动器盒倚靠待成像的受试者定位。在一些实施方式中，可以提供例如根据单个旋转驱动输入借助齿轮的布置以不同速度被驱动的多个偏心质量，以同时提供多个振动频率。此外，在一些实施方式中，多个振动器盒可以预先定位在随后倚靠待成像受试者放置的基板上，以确保多个振动器盒根据临床成像需要的准确相对定位。

[0024] 考虑该其它实施方式，本发明的一方面还提供了一种用于磁共振弹性成像的磁共振(MR)兼容换能器，所述MR兼容换能器包括：旋转安装的偏心质量，其被布置成在具有至少一个外表面的容器内旋转，所述外表面在使用时将振动传输到接触受试者；驱动轴，其在功能上连接到所述旋转安装的偏心质量并且被布置成将旋转能量给予所述旋转安装的偏心质量；其中，所述质量、所述容器和所述驱动轴由MR兼容材料制成。

[0025] 其它特征和优点将从所附权利要求变得清楚。附图说明

[0026] 现在，将参照附图来描述本发明的实施方式，其中，类似的参考标号表示类似的部件，并且其中：

[0027] 图1至图4是相关现有技术布置的各种现有技术图像；

[0028] 图5是本发明的第一实施方式的视图；

[0029] 图6(a)至(d)是本发明的第一实施方式的各种元件的照片；

[0030] 图7是例示本发明的实施方式的操作环境的视图；

[0031] 图8至图10是本发明的第一实施方式的各种元件的照片；

[0032] 图11是本发明的第二实施方式的视图；

[0033] 图12是本发明的第三实施方式的视图；

[0034] 图13是本发明的第四实施方式的元件的照片；

[0035] 图14(a)至(d)是例示了可以使用本发明的实施方式得到的结果的健康受试者的各种脑部扫描；

[0036] 图15是可以在本发明的任何实施方式中可选地使用的充水垫的视图；

[0037] 图16是本发明的第四实施方式的视图；

[0038] 图17是本发明的第五实施方式的视图；

[0039] 图18是本发明的第六实施方式的视图；

[0040] 图19是本发明的第七实施方式的视图；

[0041] 图20和图21是第六实施方式和第七实施方式中使用的元件的视图；

[0042] 图22是第六实施方式和第七实施方式中使用的操作元件的视图；

[0043] 图23和图24是沿着虚线截取的并且在箭头方向上看到的图22的操作元件的截面图；

[0044] 图26是本发明的一些实施方式中使用的旋转重物的视图；

[0045] 图27是本发明的实施方式中的沿着虚线截取的并且在箭头方向上看到的图22的操作元件的截面图；

[0046] 图28是本发明的另一个实施方式中的沿着虚线截取的并且在箭头方向上看到的图22的操作元件的截面图；

[0047] 图29是示出人体组织中的刚度和振动频率之间的关系的曲线图；

[0048] 图30至图32是例示本发明的各种其它实施方式的视图。

具体实施方式

[0049] 本发明的实施方式的目的在于向经受MRE评估的受试者提供受控的不失真振荡应力。本发明的一些实施方式采用远离受试者定位的通电线圈作为驱动器，而借助半挠性杆来传输由驱动器产生的机械波，半挠性杆被引导至与受试者直接接触的前端换能器。

[0050] 图6提供了本发明的一些实施方式的操作原理的概述。在图6A中示出整体设置。类似于标准MRI脑部成像，患者被定位成仰卧在MRI台上，头部在商业上可用的头部线圈内。附加MRE设置由两部分组成，一个有源部分被定位在MR台的顶端，而一个无源部分被安装到头部线圈的表面。所有元件都是MR兼容的，因此是非磁性的。此外，靠近患者的无源元件另外是非导电的，以避免任何B1引入的本地加热效应。这两个部分借助挠性尼龙和碳填充推拉杆连接。在这个实施方式中，有源元件由被定位在第一悬臂元件上的非磁性线圈组成(图6B)。由于在MRI系统(1A、6VPP、6瓦)的静态磁场B0内存在所施加的振荡电流，导致线圈在脚头方向(即，患者轴的方向)上机械振荡。机械振荡借助挠性尼龙和碳填充推拉杆被传输到无源部分。杆的外部部分(即，其外部碳护套)不移动，而只有被覆盖且受保护的尼龙内部移动。在脚头方向上的机械振荡在无源部分中借助第二悬臂元件被转变成左右方向上的振荡(图6C、图6D)。该振荡借助圆顶活塞联接到头盖骨。可转动调节旋钮允许将活塞定位到患者特定距离。

[0051] 通过这样的布置，获得用于MR弹性成像的MR兼容换能器，该MR兼容换能器简单且容易使用，同时提供可重复的准确振动并且对于成像受试者而言不太突兀。特别地，挠性连接杆在操作者将换能器的致动器端部放在受试者身上时提供更大自由度，同时连接杆机构本身具有充分纵向刚性，使得保持振动从驱动元件很好地准确传输到致动器端部。

[0052] 在其它实施方式中，可以使用不同驱动机构来取代上述实施方式的悬臂式有源元件。特别地，在一个实施方式中，通过压电晶体来驱动靠近患者定位并且承载振荡器活塞的无源元件，压电晶体被提供有合适驱动信号以便使其振荡。就这方面而言，压电晶体可以直接驱动无源元件，使得随后不要求第一实施方式的有源悬臂式元件和连接杆。

[0053] 另外，在其它实施方式中，代替使用压电(PE)晶体，使用光机械晶体。光机械晶体在本领域中被称为致动器，并且进行操作以在被光(并且特别是激光)照射时改变它们的形状。然而，形状改变通常不是永久性的，因此如同压电晶体那样，光机械晶体将通常在去除照射时非常快地恢复其形状。因此，这样的行为造成在晶体经受例如激光进行的脉冲照射时振荡移动，因为晶体通常在存在照射时弯曲，然后在去除照射时变直。在其它实施方式中，该振荡可用于驱动无源元件的振荡移动，以使得光机械晶体振荡被传递到正被成像的患者。当相比于压电布置时，光机械晶体布置的其它优点在于，晶体可以被馈送光以借助通常是非导电的光纤来驱动晶体，因此MR伪影将被减少。相比之下，PE晶体要求向其馈送导线以提供驱动信号。

[0054] 本发明的另一个实施方式由附接至轴的电机组成，轴将振动传输到前端模块，以在患者处产生机械振荡。该电机(1808、1908)可以是MR兼容的并且位于MR室内，或者另选地，可以是MR不兼容的并且驻留在MR控制室中(参见图18和图19)。轴(1912)可以是挠性的或非挠性的，通过旋转或在其它实施方式中通过推拉运动来传输电机的运动(参见图18和图19)。在任何情况下，轴都将运动传输到患者，其中，通过使用专门为身体的每个特定区域设计的特殊前端，将运动转换成机械振荡(参见图18和图19)。轴通过直接联接或通过使用层状元件将运动传输到前端，如之前讨论的并且以下进一步讨论的实施方式中描述的。

[0055] 在前端中，可以使用轴运动来移动凸轮和/或凸轮轴机构以产生机械振荡运动(参见例如图21)。另选地，在前端，轴运动可以用于移动偏心旋转质量，以产生机械振荡运动(参见例如图20)。在任一种情况下，前端可以或可以不被固定到患者。

[0056] 实施方式详细描述

[0057] 现在，将相对于图5至图10来描述本发明的第一实施方式。

[0058] 图5是第一实施方式的示意图。这里，提供了悬臂元件54，悬臂元件54在一端542处被紧固，以便围绕所述一端往复枢转，其自由端被安装在导电线圈542上。悬臂元件54由诸如PEEK的挠性高密度塑料材料制成。图6(b)、图8和图10中更详细示出的线圈52由非磁性导线形成并且安装在悬臂元件54上，使得线圈的平面横向于悬臂元件54的平面，其中，线圈的轴对准悬臂元件54的主平面并且沿着该主平面延伸。线圈和悬臂元件54的布置使得当将线圈52放在MRI扫描仪的B0场内并且贯穿其馈送交流电时，致使线圈在B0场的影响下往复移动。因为线圈被附连到悬臂元件54，所以通过线圈致使悬臂元件围绕枢轴点542往复来回旋转。因此，线圈542和悬臂元件54共同形成悬臂驱动器。

[0059] 悬臂元件54在其上靠近线圈安装有块部分，该块部分提供邻接表面，短圆柱状挠性元件64被紧固到邻接表面。挠性元件64沿着其长轴大体基本上是不可压缩的，但是是充分挠性的，以便允许它在与长轴正交的方向上略微弯曲，即，使得其一端偏离长轴。如所述，例如，通过胶将挠性元件64的近端紧固到与悬臂元件54连接的块部分，其中，挠性元件64的远端连接到挠性连接杆62。挠性连接杆沿着其长轴大体基本上是不可压缩的，但在与长轴正交的方向上是挠性的，使得它可以沿着其长度远离静态长轴弯曲。挠性连接杆62在挠性连接管60内滑动，并且适于具有低滑动摩擦，以使得能够容易传递来自悬臂驱动器的振动。可以形成连接杆62和连接管60的示例组件是例如可购自Sullivan Products(Baltimore,Maryland)的Sullivan Gold-N-Rod Push-Pull和Pull-Pull Control Rods。

[0060] 紧固在连接管的远端处的是第二悬臂元件，其为从动悬臂56的形式，如图5和图9中所示。同样，从动悬臂56由诸如PEEK的致密塑料型材料形成，并且悬臂被布置成围绕布置在其固定端的固定枢轴点562枢转，其固定端被紧固至连接管60的外表面。在悬臂的自由端处设置可调节活塞58，可调节活塞58包括与从动悬臂56的平面正交延伸的螺杆螺纹轴，在螺杆螺纹轴的远端处具有例如橡胶或类似橡胶材料的圆顶结构，圆顶结构在使用时接触受试者的身体，以在接触点处将振动传输到身体。活塞58凭借螺杆螺纹是可调节的，以便改变圆顶结构相对于悬臂的高度，以允许容易地针对个体受试者进行调节。

[0061] 连接杆62的远端还设置有短圆柱状挠性元件64。如之前，挠性元件64沿着其长轴大体基本上是不可压缩的，但是是充分挠性的，以便允许它在与长轴正交的方向上略微弯曲，即，使得其一端偏离长轴。元件64的近端被紧固至连接杆的远端，而例如通过胶将元件64的远端紧固至附连到从动悬臂元件56的第二块部分。

[0062] 以上布置的操作如下。首先，相对于待成像受试者放置该布置，使得具有可调节活塞58的从动悬臂元件靠近受试者放置，活塞的圆顶结构接触受试者的期望产生振动的部位，即，在将要使用MRE技术进行成像的受试者的解剖结构的部分上。然后，例如，通过紧固至头部夹具等，将从动悬臂元件相对于受试者固定在适当位置。然后，将具有悬臂驱动器的布置的近端定位在MR台的顶端，远离MR孔，以便尝试并且最小化成像伪影。

[0063] 一旦受试者在适当位置并且开始MRE成像，就以与期望振动频率相同的频率向线圈542馈送AC电流。当启动MR扫描仪时，扫描仪的B0场致使线圈往复振荡，如以上讨论的，并且如例如US5952828中已知的。由于将线圈安装在悬臂驱动器结构54的端部上，致使悬臂驱动器结构54以振荡方式围绕其紧固点来回地往复旋转。该往复旋转振荡借助短挠性元件64被转变成连接杆62在连接管60内的往复线性振荡，短挠性元件64连接至悬臂驱动器和连接杆62的近端。另外结合连接杆的纵向刚度但横向可弯曲性刚性地连接至悬臂驱动器和连接杆的该近端挠性接头有助于悬臂驱动器振动通过连接杆到从动悬臂布置的非常低损失传输。这里，连接杆在连接管内的往复线性运动随后借助在连接杆62的远端处的远端挠性接头64被转换回到从动悬臂56围绕轴562的往复旋转振荡。这致使具有圆顶结构58的可调节活塞582倚靠成像受试者的身体上下振荡，因而将可控制且可重复的振动传输到受试者，以用于MR弹性成像的目的。

[0064] 本实施方式提供了优于现有技术布置的众多优点。首先，使用电敏感线圈作为驱动器提供了稳定且“纯净(clean)”的机械振动，从而改进图像质量。另外，在患者附近没有电磁组件，因此因为电磁组件可以设置在MR孔的顶部或底部(头部的后方或脚处)，患者的安全性被改进。另外，非屏蔽电子组件的存在将通常引入MR信号的显著失真，因此如在本实施方式中那样从被扫描区域中去除电敏感组件，由此提供信号质量的显著提高。

[0065] 此外，在本实施方式中，振荡运动借助挠性元件被转换为单轴运动。这给出了所确保的振荡稳定性和精度，这是因为不要求机械移动部件来转换运动。此外，使用半挠性杆将来自驱动器的运动转换到(患者)前端允许用于患者特定定位。另外，通过挠性元件将纵向运动转换成横向运动提供了信号从驱动器到患者的无损失转换。作为所有这些优点的结果，获得在设计用于各种不同MRE成像应用(胸部、心脏、肝脏、肾脏...)的患者友好系统时的大范围灵活性。

[0066] 图13例示了脑部扫描的一些图像，示出了第一实施方式在使用时的布置的效果。这里，已经用第一实施方式的磁共振致动器对多个健康受试者进行了测试。这里，在沿着全波速度图(在D中，与组织刚度直接相关)提供空间粘度信息(在C中)的同时，使用低频(28Hz)、低幅度振动(在B中可见)来扰乱脑部组织(在A中描绘的高分辨率解剖结构扫描)。

[0067] 可以对上述实施方式进行各种修改，以提供其它实施方式。例如，活塞582不一定从从动悬臂结构正交延伸，在其它实施方式中，活塞582可以按相对于从动悬臂结构的任何角度(特别是锐角)延伸。图13例示了活塞582以大致45度角度从悬臂结构延伸的布置。另外，在图13的布置中，从动悬臂结构本身已经被重新布置，使得悬臂的主平面可以基本上与连接杆的方向正交地延伸，并且挠性元件64直接作用于悬臂结构的主平面。这样的布置有助于提供用于接近待成像受试者的不同部位的替代从动工具。

[0068] 图11和图12例示了替代实施方式，这些实施方式利用除了线圈和B0场之外的针对悬臂驱动器元件的不同运动布置。例如，在图11的实施方式中，代替将线圈安装在悬臂式驱动器元件54的端部处，将元件设置在变暗目标区域544的相反面，该相反面与连接元件64接触，变暗目标区域544被用作激光脉冲1110的目标区域。激光脉冲1110撞击变暗目标区域544，变暗目标区域544吸收脉冲中的光子的能量，从而将光子的动量转换成悬臂驱动器元件的移动(以及使目标区域升温)。脉冲可以按高频率重复，以将悬臂的端部推向期望振荡幅度位置，然后停止一段时间，以允许悬臂反向地弹回。一旦悬臂已经尽其可能在相反方向上弹回，高频脉冲然后就可再开始在第一方向上推动悬臂，直到再次达到期望振荡幅度位置。然后，可以将该周期重复达所要求那么多次数，以保持悬臂的振荡。

[0069] 使用激光的优点在于，它可以远离安全距离被准确引导到小目标上，因此激光可以保持很好地远离MR孔，因此意味着在孔附近没有可能造成图像伪影的导电元件。

[0070] 图12示出了利用时钟机构1210作为悬臂驱动器54的运动元件的替代实施方式。这里，如所示出的，优选地完全由弹性部件形成或者主要由具有非磁性卷绕弹簧的塑料部件形成的时钟机构被设置成安装在驱动悬臂54的端部上。时钟机构可以驱动偏心安装的重物，或者时钟机构本身可以偏心地安装在悬臂54(如示出)的端部上，从而无论在何种情况下都致使往复弯曲力被施加到悬臂54的顶部，以便使它往复地从一侧到一侧旋转振荡。因此，在使用时，通过手柄1220给时钟机构1210上发条，然后将其释放以开始振荡，其进而以与之前针对第一实施方式描述的相同方式来驱动该机构的剩余部分。

[0071] 使用时钟机构的优点同样在于MR安全性和图像伪影的减少，因为将靠近MR扫描仪的孔放置的导电材料的量可以进一步减少。

[0072] 图16和图17例示了其它实施方式，这些实施方式不包括悬臂驱动器元件或连接杆，并且替代地具有由晶体直接驱动的悬臂从动元件，晶体提供振荡运动力。晶体可以是通过诸如激光器的光源驱动的光机械(光学机械)晶体，或者可以是由所施加的电场驱动的压电晶体。

[0073] 首先转到图16，这里，设置了从动悬臂元件56，从动悬臂元件56在一端处被锚定并且在另一端处自由延伸，使得它围绕枢轴点562振荡。另外，如之前，还设置从从动悬臂元件56的自由端延伸的活塞582，活塞582上面安装有圆顶结构58，以便在使用时接触受试者。

[0074] 为了驱动悬臂元件以振荡，设置具有冷却盒1604的光机械晶体1602。光机械晶体1602被安装在从动悬臂56和固定表面之间，使得晶体在使用时倚靠固定表面移动，以对悬臂56施加原动力，因此致使悬臂移动。如所示出的，晶体56基本上沿着悬臂56安装在中途，使得通过悬臂的长度来放大晶体的小移动，以在悬臂的自由端处提供较大移动。

[0075] 为了驱动该布置，设置光纤1606，光纤1606联接到诸如高功率激光灯的光源1608。光纤1606沿着其引导来自光源1608的光，并且在使用时输出光，使得光然后入射到光机械晶体上。光源1608能够产生不同波长的光(从UV光经由可见光谱到IR光)，并且能够进一步同时产生一范围的光波长，即，它可以是宽带源以及可以是窄带。可以通过具有被混合在一起的不同波长的激光，或者通过具有诸如灯的宽带光源并且然后应用必要滤光器来获得这种性能。用于产生用于照射的不同波长的光的其它布置对于预期读者是明显的，并且本发明的实施方式可以使用任何这样的布置。

[0076] 总体上具有细长形状(诸如，为细长条或细丝的形式)的光机械晶体具有固定在固定表面和悬臂之间的端部。当用第一波长或第一范围波长(例如，较短波长)的光(诸如光源1608产生的UV光)进行照射时，晶体将尝试弯曲或者变形，因此有效缩短了固定表面和悬臂之间的距离，并且使悬臂朝向固定表面向上移动。然而，当照射波长改变以例如将照射波长进一步延长至可见光谱或者朝向红外延长时，晶体将返回其正常形状，因而允许悬臂返回原始位置。因此，通过反复控制光源对晶体的照射，并且特别是通过控制照射波长和/或强度，可以使晶体在两个位置之间反复振荡，因而使从动悬臂元件56振荡。

[0077] 如之前所述的，以上布置的一个优点在于，借助光纤对晶体馈送照射光，这增加了MR安全性和图像质量，因为然后在受试者附近不需要有导体。

[0078] 图17例示了替代实施方式，该实施方式与图16的实施方式基本上相同，但是代替使用光机械晶体，使用固定在固定表面1610和从动悬臂56之间的压电晶体1702。压电晶体通常在静止时具有细长形状，然后在所施加的电场下时变形，以便有效地缩短其端部之间的距离，因而使它附连到的悬臂朝向固定表面1610移动。通过从函数发生器1706接收振荡电信号的电缆1704给压电晶体1702馈送电流以在晶体两端产生电场。因此，在使用时，振荡电信号致使压电晶体将悬臂56朝向固定表面1610向上拉动，然后反复释放悬臂，由此致使悬臂振荡。然后，借助圆顶结构59将振荡传输到待成像的受试者，如之前描述的。

[0079] 压电晶体技术被很好地开发，并且产生高力的晶体可用，使得可获得强且可重复振荡。然而，使用所示出的压电晶体布置的一个缺点在于，要求导电电缆向晶体提供电流，因此存在电缆造成成像伪影的可能性。然而，预期到这些可能性是较小的。在MR研究中使用PE致动器的一个现有技术示例是Gizewski等人的Cerbral actovation using a MR-compatible piezoelectric actuator with adjustable vibration frequencies and in vivo wave propagation control NeuroImage(vol 24.pp 723-730,2005)。

[0080] 关于图16的实施方式中使用的光机械(光学机械)晶体，在现有技术中已知诸如液晶弹性体、液晶聚合物和二芳基乙烯衍生物晶体的众多光辐射驱动材料。Terao等人的in Light-Driven Molecular-Crystal Actuators:Rapid and Reversible Bending of Rodlike Mixed Crystals of Diarylethene Derivatives Angew.Chem.vol 124,pp.925-928,2012描述了能够维持所有方向上的反复弯曲并且向压电晶体施加相似力的二芳基乙烯衍生物杆状晶体。在White等人的A high frequency photodriven polymer oscillator Soft Matter,vol 4,pp.1796-1798,(2008)以及Koerner等人的Photogenerating work from polymers Materials Today,vol 11,no 79,pp.34-42,Jul 2008和Ohm等人的Applications of Liquid Crystalling Elastomers,Adv Polym Sci v.250,pp.49-94(2012)中给出了关于也可使用的液晶聚合物材料的附加信息。来自要求理解本发明的图16的实施方式的光机械晶体的结构、布置和操作的以上参考文献中的任一个的任何信息以引用方式被并入本文中。

[0081] 现在，转到图15，图15例示了可以在上述实施方式中的任一个内使用的圆顶结构58的替代物。这里，用充水垫152来取代圆顶结构58。充水垫152增加了患者的舒适度，而不损失期望机械波(由于流体动力学原理和不可压缩流体中的波传播)。充水垫可选地在接触受试者的外表面上设置有多个不可压缩嵌钉。嵌钉优选等距布置在表面上方，但是其它布置是可能的。相比于可观察到主要压缩波的平滑表面，嵌钉引入更多剪波。在其它实施方式中，可以使用除了水之外的其它液体或流体，前提是它们是不可压缩的，使得它们将所产生的振动传输到受试者。

[0082] 现在，将关于图18和图19来描述其它实施方式。特别地，其它实施方式基于图19中示出的布置，其中，前端旋转致动器盒在旋转轴的控制下提供了受控振动，旋转轴是挠性的并且将前端盒联接到位于MR室外部的电机。

[0083] 然而，首先参照图18，图18示出一个实施方式，在该实施方式中，前端盒1806位于MR成像器1804的孔中，与前端盒将用振动激励的受试者1810(诸如患者)物理接触。前端盒1806包括产生受控振动的振动元件，该振动被传递到待成像的受试者1810。前端盒1806在容纳在磁共振成像器的孔内的MR兼容电机1808的动力下产生任何振动。在这种情况下，电机和前端振动器盒1806被容纳在MR室1802内，并且被示出在磁共振成像机器1804的孔内。

[0084] 然而，更感兴趣的是图19中示出的实施方式。这里，前端振动器盒1906位于MR成像器1904的孔内，与图像1910的受试者物理接触。前端振动器盒1906借助挠性旋转轴1912附接至电机1908，挠性旋转轴1912将前端振动器盒1906连接到位于MR技术室中(即，在MR室本身外部)的电机1908。该布置不要求将MR兼容电机用作旋转驱动。挠性旋转轴1912可以是具有固定外层的现成组件，固定外层由挠性管制成，挠性MR兼容可旋转轴被容纳在挠性管内。例如，挠性MR兼容可旋转轴由作为MR兼容材料的磷青铜制成。磷青铜挠性轴的一端被连接并且被电机1908驱动，并且其另一端连接到前端振动器盒1906内的元件，将关于图20对此进行描述。

[0085] 图20因此示出了示例前端振动器盒1806、1906。它包含旋转安装的偏心质量2002，偏心质量2002被安装成使得由挠性旋转轴1912可选地借助一些齿轮来驱动偏心质量的轴。挠性轴1912驱动旋转安装的偏心质量的旋转致使质量旋转，该旋转是由于跨质量的偏心重量分布致使前端振动器盒1806、1906的振动导致的。因为前端振动器盒接触受试者1810、
1910，所以振动从前端振动器盒传输到受试者1810、1910。

[0086] 图21例示了替代示例，在该示例中，代替被轴向居中安装并且具有偏心重量分布的偏心质量，使用诸如凸轮形状等的偏心安装质量作为旋转安装质量，由挠性旋转轴1912驱动的质量的旋转致使前端盒振动，然后该振动被传输到受试者1810、1910中。图21因此例示了图20中示出的实施方式的前端盒的替代实施方式。

[0087] 图22至图24更详细地示出了前端振动器盒1806、1906。从这些图中可以看到，前端振动器盒包括其中容纳旋转安装重物并且其重量分布跨重物偏心的盒，如图23中的实施方式中所示的。这里，通过在重物2304内设置切口部分或者在旋转轴1912内设置至少一个旋转元件来获得偏心重量分布，重物2304被旋转安装在连接至旋转轴1912的轴2302上。图24例示了替代实施方式，其中，设置安装在旋转轴2402上的偏心安装重物2404，旋转轴2402旋转地在功能上连接到挠性驱动轴1912内的旋转元件。在任一种情况下，挠性驱动轴1912的旋转致使轴2302或2402旋转，从而使重物2304或2404旋转并且致使前端振动器盒1806、1906振动。

[0088] 图26和图27示出了其它实施方式，其中，在这种情况下，具有切口部分2708的旋转安装重物2704在其外表面上设置有反射部分2706，切口部分2708用于跨其表面给出偏心重量分布。重物2704在振动器盒1806、1906的约束内旋转安装在轴2302上，并且通过挠性旋转轴1912驱动以进行旋转，如所描述的。然而，在这种情况下，还通过前端振动器盒1806、1906中的孔将光纤2702馈送到前端振动器盒1806、1906中，以便在重物2704的侧表面上发出光。光纤2702分别相对于重物2704设置，使得当可以是点、正方形形状等的反射器部分直接在光纤2702前方时，来自光纤的光束能够被重物2704的侧表面上的反射器部分2706反射回到光纤中。定位在光纤2702的相对端处的合适光检测器可以检测反射器部分2706何时沿着光纤将光反射回去。该布置的目的是允许确定重物2704的旋转位置，因为当反射器部分2706直接在光纤2702前方并且沿着其将光反射回去时，知晓重物2704在轴2302的旋转轴上的精确旋转位置。在某些情形下，重要的是得知旋转重物2704的位置，以允许在实验之间的可重复性。有效地，反射器部分2706对重物2704的旋转位置进行旋转编码，使得可以得知并且设置旋转位置，进而允许在使用之间保持并且匹配振动的相位。这是重要的，使得可以将不同的研究和实验彼此进行比较。

[0089] 图28例示了针对旋转挠性驱动轴1912的给定旋转速率产生多于一个频率的振动的其它实施方式。这里，图28例示了具有三个旋转轴2810、2814和2818的前端振动盒2806。旋转轴2810连接到挠性旋转轴1912，并且被其驱动。在轴2810上安装第一齿轮2801，第一齿轮2801具有例如在范围2cm至3cm内的大直径D1。旋转轴2814具有第二齿轮2802，第二齿轮
2802具有小直径D2，轴2814被相对于轴2810定位，使得齿轮2801和2802啮合。直径D2可以在例如0.75cm至1.25cm的范围内。第三旋转轴2818还设置有安装在其上的齿轮2803，齿轮
2803具有直径D3，直径D3大于直径D2，但小于直径D1。例如，D3可以在1.25cm至2cm的范围内。旋转轴2818相对于旋转轴2814定位，使得相应齿轮2802和2803啮合。轴2810、2814和
2818的相对于齿轮的远端上分别安装有偏心安装的相应重物2808、2812和2816。这些致使当偏心安装的相应重物2808、2812和2816在相应旋转轴2810、2814和2818上旋转时进行相应的振动运动。

[0090] 在使用时，旋转轴2810通过挠性旋转轴1912旋转，这致使偏心安装重物2808以第一频率旋转。相应轴2810和2814上的齿轮2802和2802的啮合还将致使第二旋转轴2814以比轴2810的旋转速度更快的旋转速度旋转。因此，这致使偏心安装重物2812以比安装在第一旋转轴2812上的重物2808的旋转速度更快的旋转速度旋转。

[0091] 另外，第二旋转轴和第三旋转轴之间的齿轮2802和2803的啮合将致使第三旋转轴2818与第二旋转轴2814一起旋转。然而，由于齿轮2802和2803的相对直径，导致旋转轴2818将以比旋转轴2814更慢的速度旋转。偏心安装重物2816随第三旋转轴2818旋转，因而产生第三频率的振动。一并考虑，相应的旋转安装重物2808、2812和2816产生的振动导致三种不同频率的振动，这些振动被组合以作为整体给出输出盒的所得复合振动。然而，可以检测传输到受试者的该所得复合振动，并且使其经受诸如MRI输出信号中的傅里叶变换的信号处理，以求解各个振动频率。

[0092] 在图29中将清楚具有多个频率为什么重要的原因，图29示出了在各个对数刻度上将振动频率映射到材料(在这种情况下是人体组织)的刚度的曲线图。可以看到，在组织中，对数-对数刚度对频率曲线图是直线。因此，如果可以看到不同频率并且确定那些不同频率的刚度，则获得组织的更好表征。

[0093] 图30至图32示出了本发明的其它实施方式，这些实施方式设置有多个振动器盒1806、1906或2806，振动器盒1806、1906或2806通过相应长度的挠性旋转轴1912串联连接在一起。相应长度的挠性旋转轴1912串联连接在每个振动器盒的驱动轴的相应端部处，使得所有驱动轴和相应长度的挠性旋转轴被驱动成同时旋转。也就是说，第一长度的挠性旋转轴连接在驱动电机(未示出)和串联的振动器盒1806、1906、2806中的第一个振动器盒之间，从而连接到盒的驱动轴的第一端。驱动轴的另一端连接到第二长度的挠性旋转轴，进而连接到第二振动器盒1806、1906、2806的驱动轴的第一端，以此类推。以这种方式，多个振动器盒可以串联连接在一起，并且从同一电机同时驱动。

[0094] 另外，振动器盒可以安装在可以是挠性的基板(诸如材料的薄板)或诸如头盔或挠性帽的头戴件上，如分别在图31和图32中所示的。将多个振动器盒安装在随后定位在受试者上的基板上的优点在于，可以通过盒在基板上的预先定位来确保盒相对于彼此的相对定位。这样允许设置有意义的预先定位，这些预先定位涉及应该被施加振动的解剖学上的重要点。

[0095] 可以对上述实施方式进行无论是通过添加、删除还是更换而进行的各种其它修改，以提供其它实施方式，这些实施方式中的任一个和全部旨在由所附权利要求涵盖。

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