使用具有轨道角动量的光诱发超极化MRI的有源装置追踪

摘要

将一个或多个赋予光子轨道角动量的光束的发生装置(18)安装到可插入的仪器(14)上的预选位置上，从而使感兴趣区域(80)内的核磁偶极子超极化。使超极化的核磁偶极子共振，以生成磁共振信号。控制器(42)控制梯度线圈，从而在感兴趣区域之间诱发磁场梯度，使得共振信号的频率指示空间位置。频率到位置解码器(50)将共振信号频率转换为空间位置。视频处理器(52)将空间位置和来自诊断图像存储器(56)的诊断图像的部分组合成组合的显示，所述组合的显示描绘了在诊断图像上标示出的感兴趣区域或仪器的部分的位置，并在监视器(54)上显示组合的图像。

说明书

技术领域

本申请涉及追踪技术。其具体应用于图像引导的微创手术(minimally invasive surgical)流程，并将具体参考其对本申请予以说明。然而，还可以 结合对其他仪器化目标的定位应用本申请。

背景技术

当实施微创图像引导的手术时，外科医生通常无法看到手术区域和手 术仪器的工作端。更确切地说，外科医生是经由诊断图像“看到”手术区 域的。为了使这些微创手术系统能够如预期地工作，外科医生必须了解手 术仪器的工作端相对于患者的手术区域范围内的目标组织和诊断图像所处 的位置。

机械式追踪系统将手术工具刚性地固定到诸如手术台的静止参考平面 上。静止参考系平面和工具之间的一系列涉及仪器的接合允许对工具进行 操纵。这种方案仅适用于刚性工具，并且动作范围/人机工程受到相当大的 限制。

一些追踪技术间接测量仪器的工作端或顶端。亦即，当使用诸如活检 针的刚性工具时，将追踪元件放置到仪器的可见端上，例如，放置到光或 其他能量的发射器或反射器上。由摄影机等追踪来自发射器的光。通过对 光发射器的位置的电子化计算，以及通过对光发射器和仪器顶端之间的几 何结构关系的了解，能够对顶端的位置进行数学计算。这些间接方法存在 缺点，例如，在仪器非刚性、外科医生或室内的其他设备遮挡了光发射器 和电子系统之间的视线以及诸如此类的情况下，这些方法是不准确的。

目前已经开发出了在三维空间内直接定位仪器的工作端或顶端的其他 技术。例如，可利用x射线荧光检查或CT技术对仪器的顶端成像。然而， 这些基于辐射的技术将使患者受到相当量的辐射，并且室内的医务人员也 将受到程度较轻的辐射。

在另一种技术中，将仪器的顶端或其他部分配置成使得它们呈现在磁 共振图像中。这使得能够周期性地生成附加的诊断图像，以监测仪器的移 动。这种技术往往相对缓慢，并且要求手术部位处于MRI扫描器的孔径或 成像区域内。

在另一种技术中，在顶端附近设置有源天线。这种天线用于测量所施 加的磁共振成像信号，其根据所述信号生成天线在MRI扫描器的坐标系中 的三维坐标。这要求线路从所述天线延伸经过所述仪器的长度至外部电路， 所述线路容易在磁共振成像期间施加的场的作用下发热。此外，这种技术 还容易受到附近能使场发生扭曲的金属物体的影响以及受到MRI扫描器内 部发现存在的高磁环境的影响而不准确。

本申请设想了一种新的、经改进的追踪技术，其能够解决上述问题以 及其他问题。

发明内容

根据一个方面，提供了一种针对可插入的仪器的追踪系统。将至少一 个赋予轨道角动量的光束的发生装置配置成安装到可插入的仪器上的选定 位置，从而使与之相邻的感兴趣区域内的核磁偶极子超极化。RF线圈接收 来自感兴趣区域内的核磁偶极子的共振信号。控制器控制梯度线圈，从而 在感兴趣区域间诱发磁场梯度，进而以共振信号的频率对空间位置编码。 射频接收器从RF线圈接收共振信号，而频率到位置解码器将接收到的核磁 共振信号转换成对应的空间位置。图像存储器存储将向其体内插入了可插 入的仪器的治疗对象的诊断图像。任选地，视频处理器将来自频率到位置 解码器的空间位置与来自诊断图像存储器的诊断图像的至少一部分组合成 组合的显示，从而在诊断图像上标记出感兴趣区域的位置或者仪器的部分， 并且所述视频处理器还控制所述组合的图像在监视器上的显示。

根据另一方面，提供了一种追踪可插入的仪器的方法。随着仪器被插 入到治疗对象体内，使用赋予轨道角动量的光束使沿仪器的预选定位置处 的感兴趣区域内的核磁偶极子极化。应用识别经极化的核磁偶极子的位置 的磁共振序列。

在一个实施例中，相对于B₀沿任意取向使OAM超极化的核自旋极化， B₀表示恒定均匀磁场，诸如由MRI仪器的孔径生成的恒定均匀磁场；这一 方案使用非选择性的或者厚板(slab)激励，使得能够使用标准MR定位脉 冲序列检测极化的核自旋并对装置定位。可能对装置进行检测是因为超极 化的核自旋共振响应相对于背景信号具有增加的信号强度，所述背景信号 包含由MR系统的B₀磁场微弱极化的核自旋。

一个优点在于提高了追踪手术仪器的工作端或顶端的精确度。

另一优点在于在手术过程期间基本实时地生成顶端位置信息。

另一优点在于在手术期间免受外科医生的活动和患者周围的其他仪器 的干扰，或者将所述干扰降至最低。

对于本领域技术人员而言，在阅读并理解下文的详细说明后，其他的 优点和益处将变得显而易见。

附图说明

本发明可以具体化为各种部件和部件布置，以及各种步骤和步骤安排。 附图仅用于图示说明优选实施例，而不应认为其对本发明构成限制。

图1是患者、可插入的仪器和追踪系统的示意性图示；

图2是装备有赋予轨道角动量的光束追踪系统的仪器的示范性工作端 的示意性图示；

图3是具有赋予轨道角动量的光束追踪系统的仪器的备选实施例；

图4图示了用于生成超极化的核磁偶极子的示范性的赋予轨道角动量 的光束生成系统的细节。

具体实施方式

参考图1，将患者10置于支承表面12上，从而为微创手术过程做准备。 将诸如导管14的微创手术装置通过例如股动脉中的孔口16插入到患者体 内。在沿导管的一个或多个已知位置处，例如在顶端附近，设置赋予轨道 角动量的光束的发生装置18。例如，当插入支架(stent)或执行气囊血管 成形术时，通常通过孔口16插入气囊导管，并沿患者的动脉系统将其馈送 至堵塞位置。随着导管通过动脉系统移动，对导管进行追踪以标记其位置。 使用引导线(guide wire)或其他导航系统指引导管的顶端沿适当的分支前 行，从而按照与公路系统相似的方式使用动脉系统将所述顶端带到堵塞位 置。

继续参考图1，并进一步参考图2，导管14是与气囊20(图示为膨胀 的)连接的气囊导管，气囊20与空气通道22连接，从而有选择地为其充 气。引导线通路24接收引导线26，从而令导管的顶端转向所选的方向。通 道28终止于用于将成像造影剂、药物等释放到与导管的顶端相邻的血液中 的孔口。

将赋予轨道角动量的光束的发生器18连接至通过导管延伸的光纤30。 光纤30从处于患者体外的光源32延伸至赋予轨道角动量的光束的发生装 置18。赋予轨道角动量的光束的发生装置18使用赋予轨道角动量的光使核 磁偶极子超极化，所述核磁偶极子诸如是所述顶端附近的血液或其他身体 组织中的质子或氢磁偶极子。所述超极化发生在非常有限的位置内，但是 比利用当今的商用磁共振成像系统实现的极化要大1000-1000000倍。可以 令极化的核磁偶极子以一定的频率共振，该频率与周围的磁场强度成比例。 按照与MRI成像系统类似的方式使用磁场梯度，这样可以对这些偶极子的 共振所处的频率进行位置编码。

继续参考图1，将RF线圈40设置到患者附近。在图1的实施例中， 将RF线圈嵌入到患者支撑物12内邻近其上表面的位置。然而，也可以将 RF线圈置于其他位置，诸如置于患者体表、患者上方等位置。控制单元42 控制RF线圈40或赋予轨道角动量的光束的发生装置，从而在超极化的核 磁偶极子中诱发核磁共振。共振偶极子生成由接收器44接收并解调的具有 特征频率的磁共振信号。

控制器42还控制梯度磁场发生系统，在该系统中，梯度线圈电源46 为梯度线圈48供应功率脉冲。在图示的实施例中，梯度线圈48包括用于 沿三个正交方向中的每个方向诱发磁场梯度的x、y和z梯度线圈。平面梯 度线圈可以具有开放MRI系统中通常采用的构造。共振信号的共振频率根 据磁场的强度而变化。因而，当施加梯度磁场时，所接收到的共振信号的 频率指示其空间位置。例如，控制器使得梯度电源46促使x梯度线圈施加 x梯度，而接收器接收磁共振信号。频率到位置解码器50根据x梯度信号 的频率确定赋予轨道角动量的光束的发生装置18在梯度线圈的空间坐标系 中的位置，进而确定在患者支撑物12的空间坐标系中的位置。重复这一过 程，以获得沿y方向和z方向的空间位置。尽管线性梯度磁场简化了频率 到空间位置的计算，但是也可以使用其他梯度形状。

视频处理器52控制显示装置54显示来自图像存储器56的患者诊断图 像。采用各种已知技术中的任意一种使诊断图像与患者和患者支撑物的坐 标系对准。通常，所述诊断图像为三维图像，并且外科医生显示一个或多 个选定的片层(slice)。通常改变选定的片层，从而使至少一个显示的片层 包括轨道角动量发生装置18所处的平面。由于诊断图像与患者支撑物12 空间对准或坐标配准，因而视频处理器52使用来自频率到位置解码器50 的x、y和z位置信息以识别对应于轨道角动量发生装置、仪器顶端、或者 仪器上与角动量发生装置具有已知偏移量的其他点的位置的诊断图像的体 素。在一个实施例中，在一幅或多幅所显示的诊断图像上，将赋予轨道角 动量的光束的发生装置的焦点位置显示为亮点、十字线或其他符号。备选 地，诊断工具图像发生器58生成导管或其他插入的装置或其部分的图像表 示，用以叠加在诊断图像上。

参考图3，沿可插入的仪器设置一个或多个赋予角动量的光束的发生器 18。仍然使每个赋予轨道角动量的光束的发生器经由光纤30与光源连接。 每个赋予轨道角动量的光束的发生器18生成赋予轨道角动量的光束，其用 于使一个或多个样本60中的核的磁偶极子超极化。在一个范例中，所述样 本是含有可超极化物质的小的中空颗粒。在一个实施例中，所述可超极化 物质是诸如氙或氦的稀有气体。在另一实施例中，所述可超极化材料是诸 如水或油的液体。通过沿所插入的仪器的轴定位两份样本，能够确定仪器 的轨迹。通过定位与前两份样本不在同一线上的第三份样本，能够确定可 插入装置的旋转取向。通过沿所述装置的长度定位经超极化的样本，能够 在所显示的诊断图像中图示的所插入的仪器所遵循的路径。经由控制线或 通道62，例如气动系统，控制末端受动器(effector)62。

参考图4，赋予轨道角动量的光束的发生装置18包括光学元件的布置， 其优选设置在尺寸适于容纳在插入的仪器中的小芯片或微芯片上。在气囊 导管的范例中，气囊导管(其气囊未膨胀)通常直径为2-5mm。此外，尽 管将被赋予轨道角动量的电磁辐射被描述为可见的单色或多色(例如，白 色)光，但是也可以设想其他类型的电磁辐射。可见光与氢原子或感兴趣 的其他原子或分子相互作用，而对活体组织没有破坏作用。更具体而言， 可见光通过其与电子轨道和分子角动量的相互作用间接引起质子中的磁偶 极子极化。还存在其他频率的电磁辐射，其使得能够直接与质子相互作用。 也可以设想高于或低于可见光谱的电磁辐射或光。修改光的频率成分和/或 光束中轨道角动量的量能够使一些分子得到更强的极化，并使特定的分子 有选择地受到极化。通过射束扩展器78扩展由光纤或其他波导(waveguide) 30承载的光束。射束扩展器包括用于将光或电磁辐射校准成窄射束的入口 准直器72。凹透镜74使通过聚焦透镜76重新聚焦的光束发散。利用出口 准直器78抑制光束的强度非均匀性。在一个实施例中，出口准直器使射束 变窄到大约1mm。

线性偏振器80和四分之一波板(plate)82使光圆偏振。线性偏振器使 非偏振光具有单一线性偏振，而四分之一波板使线性偏振的光偏移四分之 一波长，从而使其圆偏振。使用圆偏振的光不是必需的，但具有使电子的 自旋态极化的附加优点。

使圆偏振的光通过相位图或相位全息图84，其为所述光束给予轨道角 动量。轨道角动量的级数l取决于相位全息图84。在一个实施例中，为入 射光给予l＝40的值，但是还可以设想更高的l值。备选地，可以将相位图 或全息图84嵌入到其他光学装置中，诸如柱面透镜、波板、玻璃或塑料中 的固定相位全息图等的组合体中。

并非所有通过全息板84的光都被给予了轨道角动量。一般而言，当电 磁波与相位全息图相互作用时，电磁波发生衍射形成衍射图。中央表示第0 级衍射，在这种情况下，该级衍射是不具有轨道角动量的光。与这一中央 分量相邻的图案表示不同级的衍射射束，所述衍射射束包含携带轨道角动 量的光子射束。

将空间滤波器86放在全息板的后面，从而仅使具有预期轨道角动量的 光有选择地通过孔径，并阻挡光的所有其他衍射分量。亦即，空间滤波器 86使仅具有一个值的轨道角动量的光通过。使用凹面镜88收集通过空间滤 波器86的光，并利用会聚透镜92使其聚焦在感兴趣区域90上。有利地， 将赋予轨道角动量的光聚焦在图像尺寸内的感兴趣区域上，所述图像尺寸 尽可能接近与承载相同高斯(Gaussian)射束频率的光相关的艾里斑(Airy  disk)的尺寸。同样地，所述感兴趣区域可以是与插入的仪器相邻的组织， 也可以是结合到装置60内的液体或气体样本。

与其仅使用具有轨道角动量的光使感兴趣的核磁偶极子极化，不如使 用光对磁场进行补充。所述磁场可以是磁共振成像系统的B₀磁场，或者是 追踪系统提供的磁场。在一个范例中，永磁体94被放置到目标偶极子的附 近，并具有适当的取向，以生成贯穿将要诱发核磁共振的感兴趣区域的稳 态磁场。在另一实施例中，将磁体96设置到患者支撑物12之下，以生成 通过感兴趣区域的垂直B₀场。任选地，可以在治疗对象上方，例如，在手 术室的天花板上等位置设置极性相反的极片(pole piece)或通量聚焦结构 98。在另一备选实施例中，梯度和射频线圈是开放型或其他磁共振成像系 统的梯度和射频线圈。

已经参考优选实施例描述了本发明。在阅读详细描述后，其他人可以 想到修改和变化。这意味着，应当将本发明推断为包括所有此类落在权利 要求及与其等价的范围内的修改和变化。

在解释权利要求时，应当理解：

a)“包括”一词不排除指定权利要求中列举的以外的其他元件或动 作的存在；

b)元件前的单数冠词“一”或“一个”不排除多个这样的元件的存 在；

c)权利要求中的任何附图标记都只是出于说明的目的，而不是限制 其保护范围；并且

d)可以由同一项目或者硬件或软件实现的结构或功能表示几个“模 块”。