CN106821500B - 一种用于微创手术导航*** - Google Patents

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Abstract

本发明公开了一种用于微创手术导航***及方法。针对微创手术和术中导航需要改造的***特征主要涉及开放式U型磁体结构、磁体间隙大于500mm、射频收发线圈设计为双平面圆极化类型、梯度线圈设计为双平面主线圈并在外侧附加双平面轴向屏蔽线圈；并涉及临床适用的导航控制流程和术中导航成像方法。本发明的结构和方法保证微创手术所需的***开放度、安全性和便利性；尤其是，为了改善磁共振成像质量和实时性并保证手术器械精准定位和手术路线精准控制。

Description

一种用于微创手术导航***
技术领域
本发明涉及磁共振技术领域，尤其涉及一种用于微创手术导航***。
背景技术
精准微创治疗技术有利于提高疗效并减轻患者痛苦，在临床医疗上获得越来越多的应用。激光、X射线、伽马射线等放疗技术、高强度聚焦超声技术以及热消融和冷冻消融等介入治疗技术和其它各种微创手术都需要借助影像引导技术精确定位病灶并在治疗过程中实时精确监控电磁波、超声波或手术器械在靶标上的作用范围和疗效。与超声和CT等影像技术相比，磁共振影像(MRI)技术不仅具有高分辨率和多方位多参数成像优点，还能清晰显示解剖结构的边界、神经和血管，甚至实时监控人体生理活动和检测代谢产物以及靶标区域的温度，对人体无任何侵害和辐射损伤，故特别适合应用于影像导航。
现代MRI引导的立体定向脑外科等介入治疗***通常由微创手术器械(或手术机器人)、光学跟踪定位子***和MRI影像引导及导航子***构成。对于MRI术中导航，磁体开放度、扫描速度和图像伪影是最为重要的技术指标，图像信噪比和分辨率要求能准确显示靶标位置和医疗器械位置，温度分布监控对于热/冷冻消融这类介入治疗要求精确可靠。由于上述技术要求，迄今为止进入临床应用的MRI影像导航产品为数不多，以开放式中低场MRI***为主。例如，美国通用电气公司的Signa SP(0.5T)是中场超导开放式***，通过铌锡合金材料制作的两个超导线圈垂直放置产生水平磁场，增加了可进入区域的宽度；德国西门子公司的Magnetom Open 0.2T和荷兰飞利浦公司的Proview0.23T Open是低场常导开放式***，由上下两个阻抗型磁体产生垂直磁场，允许从一侧接近患者，并在近280°范围开展介入手术操作。此类影像导航***对磁兼容手术器械的要求较低，且成像质量和速度能满足一般临床介入治疗需求，例如，***癌、子宫肌瘤和关节疾病的活检或微创手术治疗。尽管高场强或超高场强的MRI***为许多重要的成像方法和技术的应用提供了必需的高信噪比或高分辨率条件，但是超导磁体的圆柱形封闭结构和高成本严重限制了MRI技术在介入治疗和微创手术中的应用。长期以来，超导MRI介入治疗***主要用于术前手术路线规划和术后疗效评估，而在术中导航中常常使用分时扫描方案，例如，GE的IntraOp SignaHD 3T***在扫描和手术操作时需要通过滑轨在屏蔽室和手术室之间来回搬运，还需要借助立体定位技术(如光学跟踪技术)并通过物理空间和逻辑空间(即图像域)的转换实现器械标记跟踪，甚至需要开发繁琐复杂且必须高效运算的校正算法修正组织器官的术中位移误差，这使得这类高场MRI***在介入治疗中的应用受到相当大的限制。相对而言，放射治疗较少受制于超导磁体的封闭结构，这可能允许超导MRI***与直线加速器联用实现术中导航介入治疗，但要求肿瘤放疗的剂量和靶向精度能得到安全有效的控制。不管怎样，现代磁共振成像设备向开放式结构发展是大势所趋，这不仅可为患者(特别是幽闭症患者)改善检查的舒适度，尤其可为术中MRI影像引导应用开辟广阔空间。
我国自上世纪90年代以来也有少量永磁MRI***用于医学研究机构的介入治疗临床试验，但基本上都是现有诊断型永磁成像***与通用的光学跟踪定位仪的简单组合，还没有开发出独具MRI技术优势的专用导航***和适合导航用的成像方法广泛应用于微创手术和介入治疗。
发明内容
为了克服现有成像仪磁体和线圈结构的开放度限制，并针对颅脑与关节疾病的活检和微创手术(如药物注射和穿刺引流等)治疗需要，本发明提出一种用于开放度高且定位精准的专用磁共振影像导航***的成像磁体结构。
本发明提供了一种用于微创手术导航***，包括：磁轭、磁钢、极板、屏蔽线圈、梯度线圈、射频线圈、扫描床、加热棒、加热片、温度传感器、外壳、T/R接发开关、梯度功放、射频功放、前置放大器、温控单元、光学跟踪定位***、线圈调谐控制单元、扫描床控制单元、导航成像控制单元、***控制接口、主机、显示器，其特征在于，磁体为开放式U型结构，磁体间隙大于500mm，极板半径为350mm至400mm；所述极板半径为380mm；磁体场强在0.2T至0.7T之间；磁体的射频线圈为双平面圆极化结构，在外导体环与内导体环之间设置若干无磁电容；射频收发线圈通过T/R开关实现发射和接收的转换；所述无磁电容数量为100以上；X，Y和Z轴平面梯度线圈各有两组，一组置于一个磁极内侧，另一组置于另一个磁极内侧，线圈平面均平行于极板表面，并通过抗涡流板与极板隔开；其中，Z轴梯度线圈均由主梯度线圈和轴向屏蔽线圈构成，属于MAXWELL线圈，绕线为同心圆样式，主梯度线圈13匝，轴向屏蔽线圈14匝，两组梯度线圈通过6根梯度电缆经梯度电源滤波器连接至梯度功放；主梯度线圈和轴向屏蔽线圈采用印刷电路板技术制作而成；轴向屏蔽线圈置于主梯度线圈外侧并靠近极板，轴向屏蔽线圈和主梯度线圈的梯度电流方向相反，磁场梯度限制在轴向屏蔽线圈圆周内，使线圈内电流脉冲与静磁场相互作用产生的推力被抵消；主梯度线圈、轴向屏蔽线圈之间设置绝缘层；主梯度线圈、轴向屏蔽线圈和绝缘层半径优选为350mm，每个线圈厚度为4mm至5mm，主梯度线圈和轴向屏蔽线圈间距为2mm至3mm。
本发明另提供一种微创手术导航方法，采用权利要求1的用于微创手术导航***，具体方法如下：
步骤100：预先按照操作流程对无磁医疗器械的磁化率伪影或金属伪影进行检测和优化导航序列参数，并在手术前在导航成像仪或高场成像仪上采集三维高分辨T1加权图像，必要时加扫增强扫描、血管造影或功能成像等，再进行手术路线规划，包括靶点设置、进针路径规划和手术方案制订。
步骤200：接着在:导航成像***上将扫描部位通过校准扫描床水平面高度并借助激光定位仪的激光标线指引置于等中心点区域，选用动态局域匀场技术进行匀场，通过三个选层梯度和三个sinc波形脉冲构成的三维空间选择性射频脉冲激发一个小体积内的质子或其它磁性原子核，然后采集自由感应衰减信号FID，该序列重复运行，同时不断通过线性梯度或匀场梯度调节磁场均匀性直到频谱积分面积最大，从而实现成像区的磁场均匀度最优化。
步骤300：然后导航流程通过导航模块和和导航界面建立内部参考坐标系并控制局域快速导航序列运行，根据手术路线反复采集三个正交方向的断层信号，每个方向可以采集单层也可以同步采集多层，或者采用实时路径跟踪模式，先通过导航软件扫描获得大视野定位像，在定位像上先定位扫描层面中心位置在手术入口位置，并朝向靶点位置规划几组扫描层面，每组层面可以设置在不同方位以避开神经或血管，层面之间的间隔设置为层面厚度的一半；在手术进程中不断更新定位参数和波形参数并实时扫描从而连续跟踪定位手术器械位置。
所述的局域快速导航序列设计方式基本特征是射频脉冲具有三维空间选择性，对应第一个射频激发脉冲、第一个射频重聚脉冲和第二个射频重聚脉冲的选层梯度设置在不同方位，并采用激发轮廓高度优化的SLR脉冲波形，可选择同时均匀激发多个紧邻的频带，各频带的范围和间距可在定位像上通过层厚和层间距进行精确调节，脉冲激发轮廓幅度可根据各频带的积分面积校正一致，重复多次采集一部分k空间线并进行脉冲相位循环，并且数据采集期间可选择同时施加频率编码梯度和选层梯度，接收机带宽设置为100kHz或更高，然后进行k空间数据累加和部分傅立叶图像重建。这种导航成像方法不仅可提高图像均匀度、分辨率和信噪比，还可抑制磁化率伪影和金属伪影，并缩短扫描时间；
步骤400：导航治疗结束后，在导航成像仪或高场成像仪上进行局域高分辨率扫描和增强扫描以确认疗效。与术中导航扫描相比，这里频率编码和相位编码方向的采集矩阵增加一倍以便进一步提高图像分辨率。
优选的，所述导航流程包括动态局域匀场的步骤：将扫描部位通过校准扫描床平面高度并借助激光定位仪的激光标线指引置于等中心点区域，选用动态局域匀场技术进行匀场，采用序列用三个选层梯度和sinc或SLR射频脉冲激发一个小体积内的质子或其它磁性原子核，然后采集自由感应衰减信号，重复运行该序列，同时通过线性梯度或匀场梯度调节磁场均匀性直到频谱积分面积最大，从而实现成像区的磁场均匀度最优化。
优选的，跟踪定位手术器械位置通过金属伪影测试和校准步骤实现：首先基于硫酸铜水溶液的标准水模和梯度回波序列测试磁场分布图，然后在标准水模的中心区域加入条形或井字型无磁金属材料并通过梯度回波序列测试磁场分布图，计算这两个磁场分布图之差，选用差值最小的无磁金属材料或复合材料制作手术器械，最后在梯度回波图像上测量无信号区尺寸并与金属条实际尺寸进行一致性验证，以此作为手术器械自身位置的精确标记。
优选的，采用多方位选层梯度和激发轮廓高度优化的射频脉冲激发一个小体积内的质子磁共振信号，这里第一个90°射频激发脉冲和第一个180°重聚脉冲采用均匀激发的SLR脉冲波形，并在导航序列内设置第一个射频脉冲对应的选层梯度幅度为Gs1＝2πΔf/γ/FOVx，设置第二个射频脉冲对应的选层梯度幅度为Gs2＝2πΔf/γ/FOVy，设置第三个射频脉冲对应的选层梯度幅度为Gs3＝2πΔf/γ/THK，其中FOVx、FOVy和THK可在序列参数表上直接调节。
优选的，射频脉冲优选为SLR脉冲，其波形特征参数设置如下：时带积TBP为4或8，带外纹波系数和带内纹波系数均不大于0.5％，激发脉冲翻转角为π/2，选层梯度强度根据所需层厚设置，例如这里为0.7G/cm；或时带积TBP为16，带外纹波系数和带内纹波系数均不大于0.5％，重聚脉冲翻转角为π，选层梯度强度为0.5G/cm；并在同步多层激发情况下基于同步扫描校准序列优化激发轮廓，该序列的特征是射频脉冲选用同步激发脉冲波形，选层梯度和频率编码梯度设置在相同方位，在回波时间采集k空间数据，再按下述方式校准激发轮廓和幅值图像：
A.用图22所示的同步扫描校准序列并选用每个相位编码的SLR脉冲波形
采集信号并傅立叶变换到频域得到激发轮廓，分别表示为C1、C2和C3；
B.计算C1、C2和C3的积分面积，这里分别表示为k1＝∫∫C1dxdy、k2＝∫∫C2dxdy和k3＝∫∫C3dxdy，这里∫∫表示二维积分，x和y表示二维坐标；
C.校准轮廓图为C1、和/>
D.同样，对三次扫描获得的二维图像按上述积分面积比例k1、k2和k3进行校准并按式(4)进行各层图像分解；
虽然上述方式可直接应用于三层同步激发情况，显然可以通过类似方式推广到其它多层同步激发图像的校准。
优选的，在金属伪影干扰情况下接收机带宽优选为100kHz以上，射频脉冲的带宽Δf需要事先优化，可根据图7所示操作流程设置Δf为不同值，从中搜索到磁化率伪影或金属伪影最小时的Δf，当数据采集期间同时施加频率编码梯度和选层梯度，则Δf最优值接近于单个回波采集时间长度，否则Δf优选为2kHz或更高值。
优选的，选用导航序列Local-SE-NV，该导航成像序列在自旋回波序列的基础上采用三个方位的选层梯度和SLR脉冲实现局域激发，或选用导航序列Local-ME-NV，该导航成像序列采用三个方位的选层梯度和SLR脉冲激发小视野内磁共振信号，然后在正负极***替的频率编码梯度施加期间采集多个梯度回波，通过最小化回波时间和优选相位编码步数为32或64或其它较小整数可快速实现T1加权成像。这里，选层梯度Gs1、GS2和GS3的方位在定位像上设置为正交方向，Gs1，Gs2和Gs3表示不同方位的选层梯度，其中前两个垂直或平行于手术路线，另一个平行或垂直于手术路线，其它选层梯度的方位和幅度与Gs3相同，信号采集从第三个射频脉冲之后开始，k空间填充和图像重建采用部分傅里叶方式；局域成像序列Local-ME-NV的基本特征是，当优先考虑扫描速度时，在读梯度正负极性切换时刻施加一个Gblip梯度，这样数据采集部分就相当于回波平面采集，虚线框中的回波数可设置为32或其它较小的整数，采集的数据按照回波平面成像常用的相位校正和图像重建方式进行处理。
优选的，选用导航序列Local-HASTE-NV，该导航成像序列在单次激发快速自旋回波序列的基础上采用三个方位的选层梯度和SLR脉冲实现局域激发，并采用半傅立叶采集方式快速实现T2加权成像；这里，回波时间设置在80ms至140ms范围，选层梯度Gs1、GS2和GS3的方位在定位像上设置为正交方向，其中前两个垂直(或平行)于手术路线，另一个平行或垂直于手术路线，其它选层梯度的方位与Gs3相同；并且，这里在选层方向额外施加补偿梯度Gsc1、Gsc2、Gsc3…Gscn，其梯度幅度均与GS3相同，其梯度宽度均与Gr1相同；第一个脉冲波形特征参数：最小相位SLR，时带积TBP为8，带内纹波系数为0.5％，带外纹波系数为0.1％，脉冲翻转角为π/2，选层梯度强度根据所需层厚设置，例如0.7G/cm；第二个脉冲波形特征参数：最小相位SLR，时带积TBP为16，带内纹波系数为0.5％，带外纹波系数为0.1％，脉冲翻转角为π，选层梯度强度根据所需层厚设置，例如0.5G/cm；第三个脉冲和后续脉冲波形特征参数：最小相位SLR，时带积TBP为16，带内纹波系数为0.5％，带外纹波系数为0.1％，脉冲翻转角为π，选层梯度强度为0.5G/cm，或者(此处需要描述图26脉冲波形参数)，线性相位SLR，时带积TBP为16，带内带外纹波系数均为0.1％，脉冲翻转角为π，选层梯度强度为0.5G/cm。
信号采集从第三个射频脉冲之后开始，k空间填充和图像重建采用部分傅里叶方式。
优选的，射频脉冲具有空间选择性，可同时均匀激发多个紧邻的频带，任意位置的多层同步成像的射频脉冲波形符合下式：
上式中SLR(t)表示线性相位SLR脉冲，γ表示旋磁比，和/>分别表示脉冲编码相位，Gs表示选层梯度，ri(i＝0-n)表示一组等间隔同步激发层面的空间矢量；通过用户界面在定位像上设定对应的定位线/> 并传递各层方位参数到导航模块的脉冲波形计算程序，输出更新的脉冲波形并加载到导航成像控制单元，然后运行导航序列Local-MSME-NV，该序列采用三个选层梯度和上式定义的脉冲波形实现局域均匀激发，在正负极***替的频率编码梯度作用下采集多回波信号，然后进行实时图像重建；对于三层同步激发情况，射频激发脉冲波形按下式计算得到：
上式中r0表示同步激发层面的空间矢量，ΔS表示同步激发层面的间距，通过调节上式中波形参数可优化激发轮廓在三个紧邻的频带范围实现三个层面的磁共振信号均匀激发，例如，这里Gs基于所需层厚设置为1.5G/cm，SLR脉冲的带宽设置为1kHz，时带积TBP设置为4，带内和带外纹波系数均不超过0.5％，三次扫描时和/>分别设置为 和/>在自旋回波采集模式下重聚脉冲优选为180°最小相位SLR脉冲或线性相位SLR脉冲，Gs取值不超过最大梯度幅度，这里设置为2.0G/cm，SLR脉冲的带宽要求不小于(3·THK+2·ΔS)·γ·Gs/(2π)，这里设置为4kHz，其中THK表示每个频带所对应的层面的厚度，SLR脉冲的时带积TBP设置为8或16，带内纹波系数设置为0.1％，带外纹波系数设置为0.1％；每次扫描采集一部分k空间线，三次扫描得到图像S1，图像S2和图像S3，最后按下式进行图像分解得到各层图像：
式(4)中S'1,S'2和S'3表示同步激发的三个层面所对应的图像。
当优先考虑扫描速度时，在读梯度正负极性切换时刻施加一个Gblip梯度，这样数据采集部分就相当于回波平面采集，虚线框中的回波数可设置为32或其它较小的整数，采集的数据先按照回波平面成像常用的相位校正和图像重建方式进行处理，然后按式(4)进行图像分解得到各层图像。
有益效果：本发明的结构保证微创手术所需的***开放度、安全性和便利性；尤其是，为了改善磁共振成像质量和实时性并保证手术器械精准定位和手术路线精准控制。
附图说明
图1为本发明实施例提供的用于微创手术导航***结构图。
图2为图1中A-A向截面图。
图3为本发明实施例提供的平面射频线圈结构图。
图4为本发明实施例提供的梯度线圈结构图。
图5为本发明实施例提供的主线圈和轴向屏蔽线圈的绕线方式示意图。
图6为本发明实施例的MRI影像导航的信息化手术室示意图。
图7为本发明实施例的器械检测流程。
图8为本发明实施例的局域动态匀场序列：Gs1，Gs2，Gs3代表不同方位的逻辑梯度，可通过定位像设置其方位。
图9为本发明实施例的导航工作流程。
图10为本发明实施例的导航软件功能模块框图。
图11为本发明实施例的导航截面及参数：左图是导航界面，包括“手术评估”、“路径规划”和“导航扫描”子界面，分别对应于图10中的1031、1032和1033功能模块。右图是导航参数表，采用浮动窗形式，用于修改序列参数和重建参数。
图12为本发明实施例的实时路径跟踪模式示意图。长方形框表示扫描层面，圆圈表示扫描层面中心位置。
图13为本发明实施例的局域自旋回波导航序列(Local-SE-NV)：Gs1，Gs2和Gs3表示不同方位的选层梯度，虚线所示的选层梯度Gs4为可选项，Δt表示回波时间。
图14为本发明实施例的(左)最小相位SLR激发脉冲波形，(右)最小相位SLR激发脉冲激发轮廓。波形特征参数：时带积TBP为8，带内纹波系数为0.5％，带外纹波系数为0.1％，脉冲翻转角为π/2，选层梯度强度为0.7G/cm。
图15为本发明实施例的(左)最小相位SLR重聚脉冲波形；(右)最小相位SLR重聚脉冲激发轮廓。波形特征参数：时带积TBP为16，带内纹波系数为0.5％，带外纹波系数为0.1％，脉冲翻转角为π，选层梯度强度为0.5G/cm。
图16为本发明实施例的术中导航序列(局域多回波序列，Local-ME-NV)：Gs1，Gs2，Gs3代表不同方位的选层梯度，Gs4，Gs5，Gs6......Gsn作为可选项表示采样期间施加的选层梯度，Gp表示相位编码梯度，Gpre表示预备读梯度，Gr1，Gr2，Gr3......Grn表示第一个至n个读梯度，相邻读梯度面积相等但极性相反，90°射频脉冲优选为图14所示的最小相位SLR脉冲，180°射频脉冲优选为图15所示的最小相位SLR脉冲。
图17为本发明实施例的术中导航序列(三层同步局域多回波序列，Local-MEEPI-NV)：Gblip是相位编码梯度，施加在频率编码梯度正负极性切换时刻，其它参数同图16。
图18为本发明实施例的术中导航序列(三层同步局域多回波序列，Local-MSME-NV)：Gs1，Gs2，Gs3代表不同方位的选层梯度，Gs4，Gs5，Gs6......Gsn作为可选项表示采样期间施加的选层梯度，Gp表示相位编码梯度，Gpre表示预备读梯度，Gr1，Gr2，Gr3......Grn表示第一个至n个读梯度，相邻读梯度面积相等但极性相反，第一个射频脉冲优选为图15所示的三层同步激发SLR脉冲，第二个和第三个射频脉冲选用图15或图26所示的180°重聚SLR脉冲，并根据所需层厚在成像序列内适当调节选层梯度幅度。
图19为本发明实施例的术中导航序列(三层同步局域多回波序列，Local-MSEPI-NV)：Gblip是相位编码梯度，施加在频率编码梯度正负极性切换时刻，其它参数同图18。
图20为本发明实施例的三层同步激发射频脉冲波形(左)和激发轮廓(右)。右图中虚线表示C1’，星号线表示C2’，实线表示C3’。
图21为本发明实施例的校准前三层同步激发脉冲激发轮廓。图中虚线表示C1’，长短虚线表示C2’，实线表示C3’。
图22为本发明实施例的多层同步扫描校准序列：射频脉冲为多层同步激发脉冲，Gs1、Gs2和Gs3表示选层梯度。
图23为本发明实施例的校准后三层同步激发脉冲激发轮廓。图中虚线表示C1’，长短虚线表示C2’，实线表示C3’。
图24为本发明实施例的(左)五层同步激发脉冲波形，实线表示波形实部，虚线表示波形虚部；(右)五层同步激发轮廓，图中不同类型的曲线分别对应同步激发的不同层面。
图25为本发明实施例的(左)九层同步激发脉冲波形，实线表示波形实部，虚线表示波形虚部；(右)九层同步激发轮廓，图中不同类型的曲线分别对应同步激发的不同层面。
图26为本发明实施例的线性相位SLR重聚射频脉冲波形(左)和激发轮廓(右)。波形特征参数：时带积TBP为16，带内纹波系数为0.1％，带外纹波系数为0.1％，脉冲翻转角为π，选层梯度强度为0.5G/cm。
图27为本发明实施例的术中导航序列(局域快速自旋回波序列，Local-HASTE-NV)：第一个90°射频激发脉冲和第一个180°重聚脉冲分别选用图14(左)和图15(左)所示的SLR脉冲，第二个及后续180°重聚脉冲选用图15(左)或图26(左)所示的SLR脉冲。90°射频激发脉冲和180°重聚脉冲之间的时间间隔为TE/2，180°重聚脉冲之间的时间间隔为TE。Gs1、Gs2、Gs3…Gsn表示不同方位的选层梯度，Gpre表示预备读梯度，Gr1、Gr2、Gr3…Grn表示读梯度，Gsc1、Gsc2、Gsc3…Gscn表示施加在选层方向的补偿梯度，±GP1、±GP2、±Gp3…±Gpn表示正负极性的相位编码梯度。虚线框内部分重复执行NPE/4次，信号采集从第三个SLR脉冲之后开始。
具体实施方式
为使本发明解决的技术问题、采用的技术方案和达到的技术效果更加清楚，下面结合附图和实施例对本发明作进一步的详细说明。可以理解的是，此处所描述的具体实施例仅仅用于解释本发明，而非对本发明的限定。另外还需要说明的是，为了便于描述，附图中仅示出了与本发明相关的部分而非全部内容。
一、原理与结构
本发明的用于微创手术导航***及方法，其基本构架如图1所示，不同于常规诊断MRI***和其它MRI导航***的技术特征说明如下：
(1)磁体设计为图1所示的开放式U型结构，磁体场强在0.2T～0.7T范围，优先为0.3T以避免高场强加重图像的磁化率伪影或金属伪影。不同于传统磁体设计的重要技术指标是，磁体间隙大于500mm，极板直径比常规诊断型减小1/3至1/2，优先为360mm，以便增加手术操作的便利性。(2)射频收发线圈设计为双平面圆极化类型，如图2所示。不同于诊断扫描用的平板射频线圈，这里通过T/R开关同时实现发射和接收功能，避免独立接收线圈对微创手术的空间限制，特别是电容数量至少100以上，充分改善射频场发射和信号接收的均匀性。(3)梯度线圈设计为双平面主线圈并在外侧附加双平面轴向屏蔽线圈，其绕线方式如图3所示，安装位置如图1所示，各线圈和屏蔽板直径优选为360mm，主线圈和轴向屏蔽线圈之间加有高导磁率高电阻率的涡流屏蔽板，充分减弱梯度切换时产生的涡流干扰并限制梯度线圈厚度增加。
上述技术特征主要是保证微创手术所需的***开放度、安全性和便利性；尤其是，为了改善磁共振成像质量和实时性并保证手术器械精准定位和手术路线精准控制，本发明提出下述术中导航技术方案和成像方法：
首先，预先按照图7所示的操作流程对无磁医疗器械的磁化率伪影或金属伪影进行检测和优化导航序列参数(例如，射频脉冲宽度和回波采集时间)，并在手术前在导航成像仪或高场成像仪上采集三维高分辨T1加权图像，必要时加扫增强扫描、血管造影或功能成像等，再进行手术路线规划，包括靶点设置、进针路径规划和手术方案制订。
其次，接着在图1所示的导航成像***上将扫描部位通过校准扫描床水平面高度并借助激光定位仪的激光标线指引置于等中心点区域，选用动态局域匀场技术进行匀场，其技术特征是采用图8所示的三维空间选择性射频脉冲激发一个小体积内的质子或其它磁性原子核，采集自由感应衰减信号(FID)，通过线性梯度或匀场梯度调节磁场均匀性直到频谱积分面积最大，从而实现成像区的磁场均匀度最优化。
然后，按照图9所示的导航流程通过图10所示的导航模块和和图11所示的导航界面建立内部参考坐标系并控制局域快速导航序列运行，根据手术路线反复采集三个正交方向的断层信号，每个方向可以采集单层也可以同步采集多层，或者采用图12所示的实时路径跟踪模式在手术进程中不断更新定位参数和波形参数并实时扫描从而连续跟踪定位手术器械位置。
这里所述的局域快速导航序列设计方式如图13-图27所示，其基本特征是射频脉冲具有三维空间选择性，对应第一个射频激发脉冲、第一个射频重聚脉冲和第二个射频重聚脉冲的选层梯度设置在不同方位，并采用激发轮廓高度优化的SLR脉冲波形，可选择同时均匀激发多个紧邻的频带，各频带的范围和间距可在定位像上通过层厚和层间距进行精确调节，脉冲激发轮廓幅度可根据各频带的积分面积校正一致，重复多次采集一部分k空间线并进行脉冲相位循环，并且数据采集期间可选择同时施加频率编码梯度和选层梯度，接收机带宽设置为100kHz或更高，然后进行k空间数据累加和部分傅立叶图像重建。这种导航成像方法不仅可提高图像均匀度、分辨率和信噪比，还可抑制磁化率伪影和金属伪影，并缩短扫描时间。
导航治疗结束后，在导航成像仪或高场成像仪上进行局域高分辨率扫描和增强扫描以确认疗效。与术中导航扫描相比，这里频率编码和相位编码方向的采集矩阵增加一倍以上以便进一步提高图像分辨率。
如图1所示，将本磁体结构用于微创手术导航***，所述微创手术导航***包括：磁轭1、磁钢2、极板3、屏蔽线圈4、梯度线圈5、射频线圈6、扫描床7、加热棒8、加热片9、温度传感器10、外壳11、T/R接发开关12、梯度功放13、射频功放14、前置放大器15、温控单元16、光学跟踪定位***17、线圈调谐控制单元18、扫描床控制单元19、导航成像控制单元20、***控制接口21、主机22、显示器23。
磁体60设计为图1及图2所示的开放式U型结构，磁体场强在0.2T至0.7T范围，优先为0.3T以避免高场强加重图像的磁化率伪影或金属伪影。不同于传统磁体设计的重要技术指标是，磁体间隙大于450mm，极板3半径比常规诊断型减小1/5至1/4，以便增加手术操作的便利性。射频线圈6设计为双平面圆极化类型，在外导体环50与内导体环52之间设置若干无磁电容51，如图3所示，不同于诊断扫描用的平板射频线圈，这里通过T/R开关12同时实现发射和接收功能，避免独立接收线圈对微创手术的空间限制，特别是无磁电容51数量至少100以上，充分改善射频场发射和信号接收的均匀性，配套的射频功放具有15kW或更高功率以满足超快速导航成像序列的需要。
如图4所示，双平面梯度线圈5设计为三组双平面主梯度线圈101，每组两个分别位于成像区上下并靠近极板3位置，分别在X轴、Y轴和Z轴方向产生线性梯度场，并在轴向主梯度线圈101外侧附加双平面轴向屏蔽线圈102，用目标场方法计算得到轴向双平面主梯度线圈101和轴向屏蔽线圈102的绕线形式，为如图5所示的同心圆样式，采用印刷电路板技术制作而成，轴向屏蔽线圈102接线方式与图4所示的梯度电缆接线方式类似，但梯度电流方向相反，主梯度线圈安装位置如图1和图2所示；另外，在双平面轴向主梯度线圈和轴向屏蔽线圈之间加绝缘层103并紧密连接，主梯度线圈101与极板3之间加装高导磁率高电阻率的涡流屏蔽板，充分减弱梯度切换时产生的涡流和推力并限制梯度线圈厚度增加。
其他参数如下：磁体60场强优选为0.3T，气隙优选为500mm，磁体极板3半径小于380mm，磁体60上方安装一个激光定位仪1，采用12V直流供电，一字线光斑形状，输出波长为635nm至650nm范围，位置坐标精确到0.1mm。梯度线圈最大梯度强度为15mT/m，切换速率为50mT/m/ms或更高，主梯度线圈101和轴向屏蔽线圈102半径优选为350mm，厚度4mm至5mm，间距2mm至3mm,且梯度线性度通常约束在5％以内，有效成像区DSV不小于250mm×250mm×300mm，并根据Biot-Savart定理计算梯度线性区域大小进行设计确认。
整套装置构成一个适合MRI影像导航的信息化手术室，如图6所示，包括：磁体60，激光定位仪61，扫描床7，卡口63，超大型液晶显示屏64，，键盘66，机柜67(内有主机和磁场报警器)，手术床68，辅助定位标线69。控制台采用移动式小型电脑桌，下放主机并安装一个磁场报警器，用于预防电脑桌进入10高斯范围受到强磁场干扰。成像数据采用光纤传输方式和双屏显示方式，小型液晶显示器65(医用触摸屏显示器)固定在电脑桌的桌面上，超大型液晶显示屏64安装在成像仪背面墙壁上。手术床68通过卡口63与扫描床7对接，病人可推入成像区，在扫描的同时进行手术，也可根据手术需要移出成像区进行某些特殊的手术操作。在临床扫描和手术期间，主机加载导航序列到导航成像控制单元，后者按照导航序列和导航参数控制射频发射线圈产生所需的射频脉冲，并控制梯度线圈产生所需的梯度电流脉冲，在人体成像部位产生三维空间编码的磁共振信号，然后，磁共振信号经射频接收线圈接收后通过导航成像控制单元上传到主机并由导航控制软件实时进行数据处理和图像显示，医师由此可及时获得手术器械和靶标位置信息。
本发明的用于微创手术导航***及方法是一种结构高度开放且具有导航校准和实时高分辨扫描功能的诊断和介入治疗两用磁共振导航***和技术方案，特别是提供了导航专用的局域成像技术和可精确定位的多层同步激发技术。
所述的高度开放的***结构包括开口达到500mm以上的U型磁体，并配备发射接收型双平面射频线圈和专用屏蔽梯度线圈用于改善手术操作的便利性。
所述的发射接收型双平面射频线圈通过T/R开关同时实现发射和接收功能，避免独立接收线圈对微创手术的空间限制，特别是电容数量至少100以上，充分改善射频场发射和信号接收的均匀性。
专用屏蔽梯度线圈是X/Y/Z轴双平面梯度线圈，比常规诊断型线圈的直径减小1/3至1/2，优选为360mmm，梯度线性度约束在10％以内，且Z轴主梯度线圈外侧附加双平面屏蔽梯度，其绕线形式如图5所示。
导航校准功能的实现方式包括动态局域匀场，将扫描部位通过校准扫描床平面高度并借助激光定位仪的激光标线指引置于等中心点区域，选用动态局域匀场技术进行匀场，其特征是采用图8所示的空间选择性射频脉冲激发一个小体积内的质子或其它磁性原子核，采集自由感应衰减信号，通过线性梯度或匀场梯度调节磁场均匀性直到频谱积分面积最大，从而实现成像区的磁场均匀度最优化。
导航校准功能的实现方式包括金属伪影测试和校准，首先基于硫酸铜水溶液的标准水模和梯度回波序列测试磁场分布图，然后在标准水模的中心区域加入条形或井字型无磁金属材料并通过梯度回波序列测试磁场分布图，计算这两个磁场分布图之差，选用差值最小的无磁金属材料或复合材料制作手术器械，最后在梯度回波图像上测量无信号区尺寸并与金属条实际尺寸进行一致性验证，以此作为手术器械自身位置的精确标记。
导航校准功能的实现方式是，按照图9所示的导航流程通过图10所示的导航模块和图11所示的导航界面建立内部参考坐标系并预定手术路线坐标和控制局域快速导航序列运行，沿着手术路线逐步采集三个正交平面的成像区域信号，或者采用图12所示的实时路径跟踪模式，扫描层面中心位置从手术入口位置开始直到靶点位置沿着箭头所示的手术路径方向依次递增ΔL/2，在手术进程中不断更新定位参数和波形参数并实时扫描从而连续跟踪定位手术器械位置。
局域成像技术的基本特征是，采用多方位选层梯度和激发轮廓高度优化的射频脉冲激发一个小体积内的质子信号，这里第一个90°射频激发脉冲和第一个180°重聚脉冲采用均匀激发的SLR脉冲波形，并在导航序列内设置第一个射频脉冲对应的选层梯度幅度为Gs1＝2πΔf/γ/FOVx，设置第二个射频脉冲对应的选层梯度幅度为Gs2＝2πΔ/fγ/FOVy，设置第三个射频脉冲对应的选层梯度幅度为Gs3＝2πΔf/γ/THK，其中FOVx、FOVy和THK可在序列参数表上直接调节。
局域成像技术的基本特征是，在金属伪影干扰情况下需要事先优化射频脉冲的带宽Δf，接收机带宽优选为100kHz以上，在TBP≧8条件下优化SLR脉冲的激发轮廓，其波形特征如图14和图15所示，并在同步多层激发情况下基于图22所示的校准序列获得的各频带的积分面积优化激发轮廓或校准图像幅值，然后在k空间数据采集期间在频率编码方向和选层方向同时施加梯度脉冲。
射频脉冲的带宽Δf优化方式是，根据图7所示操作流程设置Δf为不同值，例如750Hz,1kHz，1.25kHz，1.5kHz等等，从中搜索到磁化率伪影或金属伪影最小时的Δf，当在数据采集期间同时施加频率编码梯度和选层梯度，则Δf最优值接近于单个回波采集时间长度，否则Δf优选为2kHz或更高值。
局域成像技术的基本特征是，选用图13所示的Local-SE-NV或图13所示的Local-ME-NV并最小化回波时间可快速实现T1加权成像。这里，选层梯度Gs1、GS2和GS3的方位在定位像上设置为正交方向，其中前两个垂直(或平行)于手术路线，另一个平行(或垂直)于手术路线，其它选层梯度的方位和幅度与Gs3相同，信号采集从第三个射频脉冲之后开始，k空间填充和图像重建采用部分傅里叶方式。
局域成像序列Local-ME-NV的基本特征是，当优先考虑扫描速度时，在读梯度正负极性切换时刻施加一个Gblip梯度，如图17所示，这样数据采集部分就相当于回波平面采集，虚线框中的回波数可设置为32或其它较小的整数，采集的数据按照回波平面成像常用的相位校正和图像重建方式进行处理。
局域成像技术的基本特征是，选用图27所示的Local-HASTE-NV序列可快速实现T2加权成像。这里，回波时间设置在80ms至140ms范围，选层梯度Gs1、GS2和GS3的方位在定位像上设置为正交方向，其中前两个垂直(或平行)于手术路线，另一个平行(或垂直)于手术路线，其它选层梯度的方位与Gs3相同；并且，这里在选层方向额外施加补偿梯度Gsc1、Gsc2、Gsc3…Gscn，其梯度幅度均与GS3相同，其梯度宽度均与Gr1相同；第一个脉冲和第二个脉冲采用类似于图14和图15所示的波形，第三个脉冲和后续脉冲采用类似于图15或图26所示的波形，波形参数优化方式同上所述，信号采集从第三个射频脉冲之后开始，k空间填充和图像重建采用部分傅里叶方式。
可精确定位的多层同步激发技术的基本特征是，射频脉冲具有空间选择性，可同时均匀激发多个紧邻的频带，例如，对于三层同步激发情况选用图18所示的导航序列Local-MSME-NV，其中射频激发脉冲波形按下式计算得到：
其波形特征和激发轮廓如图20或图23所示，在自旋回波采集模式下重聚脉冲优选为180°最小相位SLR脉冲或线性相位SLR脉冲，如图15和图26所示，并且重聚脉冲的射频带宽要求不小于(3·THK+2·ΔS)·γ·Gs/(2π)。同样，其它多层同步激发情况可采用类似方式实现，如图24和图25所示。
导航序列Local-MSME-NV的基本特征是，同步激发脉冲的频带范围和间距可在定位像上通过层厚和层间距进行精确调节，三次扫描时和/>分别设置为和/> 每次扫描采集一部分k空间线，三次扫描得到图像S1，S2和S3，最后按下式进行图像分解得到各层图像：
导航序列Local-MSME-NV的基本特征是，当优先考虑扫描速度时，在读梯度正负极性切换时刻施加一个Gblip梯度，如图19所示，这样数据采集部分就相当于回波平面采集，虚线框中的回波数可设置为32或其它较小的整数，采集的数据先按照回波平面成像常用的相位校正和图像重建方式进行处理，然后按式(4)进行图像分解得多各层图像。
在图像分解不完全情况下(例如TBP>8)，多个紧邻的频带均匀激发的校准方式是
(1)用图22所示的同步扫描校准序列并选用式(3)中每个相位编码的SLR脉冲波形采集信号并傅立叶变换到频域得到激发轮廓，分别表示为C1、C2和C3；
(2)计算C1、C2和C3的积分面积，这里分别表示为k1＝∫∫C1dxdy、k2＝∫∫C2dxdy和k3＝∫∫C3dxdy，其中∫∫表示二维积分，x和y表示二维坐标；
(3)校准轮廓图为C1、和/>如图23所示。
(4)同样，对三次扫描获得的二维图像按上述积分面积比例k1、k2和k3进行校准并按式(4)进行各层图像分解。
虽然上述方式可直接应用于三层同步激发情况，显然可以通过类似方式推广到其它多层同步激发图像的校准。
可精确定位的多层同步激发技术的基本特征是，多层同步激发方法可用于任意位置的层面成像，即
并通过图11所示的用户界面在定位像上设定对应的定位线 并传递各层方位参数到图10所示的导航模块的脉冲波形计算程序，输出更新的脉冲波形并加载到图1所示的导航成像控制单元，然后运行扫描序列并进行实时图像重建。
二、具体实例
本发明的导航方法和软件适用于各种场强磁共振成像***，尤其适用于开放式磁共振成像***，例如图1、图2所示的磁共振成像导航***，其基本构架和技术实施细节说明如下：
磁体场强优选为0.3T，气隙优选为550mm，磁体匀场环(或称为极环)直径小于360mm，磁体上方安装一个激光定位仪1，采用12V直流供电，一字线光斑形状，输出波长为635nm至650nm范围，位置坐标精确到0.1mm。射频收发线圈采用图3所示的双平面圆极化类型，其中电容数量至少100以上，并通过T/R开关同时实现发射和接收功能，配套的射频功放具有15kW或更高功率。梯度线圈采用平板式主线圈，最大梯度强度为20mT/m，切换速率为60mT/m/ms，线圈直径优选为360mm，且梯度线性度通常约束在10％以内，并根据Biot-Savart定理计算梯度线性区域大小进行设计确认；另外，在轴向梯度线圈在外侧附加屏蔽线圈，用目标场方法计算得到轴向梯度线圈和屏蔽线圈的绕线形式，如图5所示。控制台采用移动式小型电脑桌，下放主机并安装一个磁场报警器，用于预防电脑桌进入10高斯范围受到强磁场干扰。成像数据采用光纤传输方式和双屏显示方式，医用触摸屏显示器固定在电脑桌的桌面上，超大液晶显示屏安装在成像仪背面墙壁上。手术床通过卡口与扫描床对接，病人可推入成像区，在扫描的同时进行手术，也可根据手术需要移出成像区进行某些特殊的手术操作。这样，整套装置构成一个适合MRI影像导航的信息化手术室，如图6所示。为了实现术中影像引导不受到手术器械的磁化率伪影或金属伪影严重干扰，本发明按照图7所示的检测流程对手术器械的金属伪影进行检测和校准，其中参考水模是日常质检所用的包含硫酸铜水溶液的标准水模，目标水模是在标准水模的中心区域加入包含长条形或井架状无磁金属材料制成的水模，首先基于参考水模和梯度回波序列测试磁场分布图，然后基于目标水模和梯度回波序列测试磁场分布图，计算这两个磁场分布图之差，选用差值最小的无磁金属材料(例如钛合金和陶瓷复合材料)制作手术器械，并获得最优的脉冲宽度和回波采集时间等参数，最后在图像上测量金属条对应的无信号区尺寸并与金属条实际尺寸进行一致性验证。
另一方面，磁共振成像导航***的各种导航方法和成像方法通过导航软件实现，导航软件包括图10所示的1031、1032和1033功能模块，用于控制硬件***100、101和102工作。其中，模块1031的控制功能包括：进行图像测量和分析；生成评估报告。模块1032的控制功能包括：建立磁共振导航扫描序列、协议和参数表；选择导航方案和模式；实时进行***校准、扫描和图像重建。模块1033的控制功能包括：建立图像域内部参考坐标系；定义并可视化手术路线；多平面实时显示靶点和器械轨迹；实时分析手术路线偏差并警告。导航软件的操作界面设计方式如图11所示，图中S11至S31表示不同方位或层面的图像，图像通过鼠标双击在单张显示模式与多张显示模式之间切换。其中，***校准序列包括局域匀场和梯度非线性校准，用于改善磁场均匀度和补偿梯度非线性误差，T1导航序列指T1加权成像的快速导航序列，包括全域和局域SE-NV、ME-NV和MSME-NV等序列，T2导航序列指T2加权成像的快速导航序列，包括全域和局域HASTE-NV、FISP-NV等序列，T2*导航序列指T2*加权成像的快速导航序列，包括全域和局域EPI-NV等序列。序列参数表和重建参数表采用浮动窗形式，每个序列名称对应各自的参数表页面，可更改并存贮参数值，如图11(下)所示。图中“开始”键在鼠标点击后根据参数表中的选层梯度方位参数更新脉冲波形并执行扫描和实时图像重建。
上述MRI导航***按照图9所示的导航流程实现临床导航操作，具体说明如下：
首先，在高场成像仪上获得三维各项同性高分辨T1加权图像，对于颅脑手术导航加扫增强扫描，必要时加扫弥散张量成像和血管造影以便显示病灶、血管和神经纤维。接着，基于内部参考坐标系进行手术路线规划。对于颅脑手术导航，内部参考坐标系建立方式是，将颅内前连合后缘中点至后连合前缘中点的连线定为连合间径，通过它所作的水平面定为HO平面，通过连合间径的冠状面定为FO平面，加上脑的正中矢状面SO平面，就构成了定位像的三个基准平面。这三个基准平面的交点定为原点。通过原点前后方向的轴为矢状轴(与连合间径重合)，定为Y轴；通过原点的上下方向与Y轴垂直的垂直轴定为Z轴；与通过原点左右方向并与Y轴垂直相交的冠状轴定为X轴。应用这些平面和轴线，即可描画出脑内各个结构的三维空间坐标。路线规范方式是，对三维全脑高分辨T1加权k空间数据沿着进行多平面图像重建，在图像上根据内部参考坐标系确定最佳手术路线并标记为一系列节点位置，读取对应的梯度方位参数，然后，根据高场成像仪和导航成像仪各自的最大梯度强度的比值校正上述梯度方位参数并存储到导航成像仪的每个导航序列参数表中作为导航方位参数默认值。
然后，在MRI导航成像仪上运行图10和图11所示的导航软件，选择导航序列并循环运行，关于每个导航序列的具体设计方式和特征参数设置要求如下文实施例1—6所述。对于每个导航序列，采用变角度扫描模式读取导航方位参数并扫描图像，同时附带扫描其它两个正交方向的图像，每次获得三组断层图像，每组可以是单张图像或同步激发采集的多张图像，在医用显示器上显示成像区的解剖结构和医疗器械位置。或者，在梯度***非线性误差较大情况下采用图12所示的实时路径跟踪模式实现探针位置的实时连续跟踪，图12中相邻层面之间的间距为ΔL，扫描层面中心位置沿着箭头所示的手术路径方向依次递增ΔL/2，实时扫描从手术入口位置开始直到靶点位置结束，实时扫描期间可暂停当前扫描并参照预定的手术路线和内部参考坐标系在已扫描的图像上重新设置下一个节点位置的定位线，然后开始扫描图像或根据定位参数更新脉冲波形并开始同步扫描。由于手术器械(如无磁金属探针)在MRI图像上显示为无信号特征形状，这本身就提供了与周围组织的对比度，可作为手术器械自身位置的精确标记，并且可通过图7所示的操作流程优化序列参数和磁化率伪影从而增加手术器械与周围组织的对比度，并且上述导航模式使得手术器械位置的定位精度不受外界因素影响；相反，图1中的光学跟踪定位***(包括红外导航相机、定位示踪器、配有导航光球的穿刺针、磁兼容电源和通信电缆和导航功能模块等)作为常规备选项用于实时跟踪手术器械的方位信息，需要建立MRI扫描***坐标系和光学定位***坐标系的相对关系，再将手术器械的定位***坐标转化为扫描***坐标并与患者MRI图像共同实时显示在屏幕上，但定位精确度易于遭受患者术中***变动或组织器官移位影响以及器械尖端弯曲变形影响。
最后，导航治疗结束后在导航成像仪或高场成像仪上进行局域高分辨率扫描和增强扫描以确认疗效。与术中导航扫描相比，这里频率编码和相位编码方向的采集矩阵增加一倍以上以便进一步提高图像分辨率。
实施例1快速局域自旋回波扫描
基于上述MRI导航***和导航流程，快速导航序列选用图13所示的局域自旋回波序列Local-SE-NV，其中，90°射频脉冲优选为图14所示的最小相位SLR脉冲，两个180°重聚射频脉冲可选用图15所示的最小相位SLR脉冲或图26所示的线性相位SLR脉冲。在射频功率不足时，可减小射频带宽并保持时带积TBP不变而相应调节SLR脉冲宽度，并根据所需SLR脉冲宽度调节波形文件的数据点间隔时间，同时调节序列参数表中梯度幅度直到获得所需层厚。在金属伪影干扰情况下，接收机带宽优选为100kHz或更高，回波时间优化为最小值，在数据采集期间同时施加频率编码梯度和幅度为Gs3的选层梯度，并根据图7所示操作流程设置射频脉冲带宽Δf为不同值，例如750Hz,1kHz，1.25kHz，1.5kHz等等，从中搜索到磁化率伪影或金属伪影最小时的Δf。当在数据采集期间同时施加选层梯度，则TBP/Δf最优值接近于单个回波采集时间长度，否则Δf一般优选为2kHz或更高值。在实时路径跟踪模式下，在多平面(如三平面)定位像上设置导航序列的定位线并调整其厚度、间距和方位，在成像序列内设置第一个射频脉冲对应的梯度强度为Gs1＝2πΔf/γ/FOVx，第二个射频脉冲对应的梯度强度为Gs2＝2πΔf/γ/FOVy，第三个射频脉冲对应的梯度强度为Gs3＝2πΔf/γ/THK，其中Δf为射频脉冲带宽，FOVx和FOVy分别表示x轴和y轴方向的视野，可设置为32mm、64mm或128mm，层厚THK设置为8mm，并设置序列重复时间TR＝300ms，相位编码步数Npe＝32、64或128，序列重复次数NEX＝1。k空间数据采用部分傅立叶采集方式，并在每个TR的剩余时间内按同样方式选择性激发其它相邻层面，扫描层面根据导航模式实时设置与手术路线方向垂直或平行。然后，运行导航序列，每次相位编码循环采集一组k空间线，数据采集后插值或充零，并进行部分傅立叶重建获得T1加权图像。扫描时间计算为
TACQ＝55％·NEX·NPE·TR＝0.3·55％·1·32＝5.3(s)
由于TR不小于300ms，人体组织的质子磁化矢量在较大程度上可恢复，这样就避免了层间交叠伪影。与常规诊断用的自旋回波序列(SE)相比，该扫描方法可显著提高扫描效率，且图像具有高分辨率。在高场强成像***上，本发明的快速导航序列与并行采集技术结合将可进一步缩短扫描时间几倍。
实施例2快速局域多回波扫描
基于上述MRI导航***和导航流程，快速导航序列选用图16所示的局域多梯度回波序列Local-ME-NV，其中，90°射频脉冲优选为图14所示的最小相位SLR脉冲，第一个和第二个180°重聚射频脉冲选用图15所示的最小相位SLR脉冲或图26所示的线性相位SLR脉冲。在射频功率不足时，可减小射频带宽并保持时带积TBP不变而相应调节SLR脉冲宽度，并根据所需SLR脉冲宽度调节波形文件的数据点间隔时间，同时调节序列参数表中梯度幅度到所需层厚。在金属伪影干扰情况下，接收机带宽优选为100kHz或更高，回波时间优化为最小值，在数据采集期间同时施加频率编码梯度和幅度为Gs3的选层梯度，并根据图7所示操作流程优化Δf。在实时路径跟踪模式下，在多平面(例如三平面)定位像上设置导航序列的定位线并调整其厚度、间距和方位，在成像序列内设置第一个射频脉冲对应的梯度强度为Gs1＝2πΔf/γ/FOVx，第二个射频脉冲对应的梯度强度为Gs2＝2πΔf/γ/FOVy，第三个射频脉冲对应的梯度强度为Gs3＝2πΔf/γ/THK，设置FOVx和FOVy为32mm、64mm或128mm，THK为8mm，并设置序列重复时间TR＝300ms，相位编码步数Npe＝32、64或128，序列重复次数NEX＝1或2。k空间数据采集采用部分傅立叶采集方式，并在每个TR的剩余空闲时间按同样方式选择性激发其它相邻层面，扫描层面根据导航模式实时设置与手术路线方向垂直或平行。当NEX＝2时，每次扫描交替反转每个读梯度的极性，每次相位编码循环依次递增或递减相位编码梯度并采集k空间数据，数据采集结束后进行复数信号累加以增强信噪比并消除相位误差，然后采用部分傅里叶重建方式获得T1加权图像。扫描时间TACQ可计算为
TACQ＝55％·NEX·NPE·TR＝0.3·55％·2·32＝10.6(s)
当NEX＝1时，扫描时间TACQ可计算为
TACQ＝55％·NEX·NPE·TR＝0.3·55％·1·32＝5.3(s)
该成像方法基于局域扫描方式在保证病灶区域高分辨率和信噪比的条件下大幅度提高了扫描效率，而且可抑制金属伪影。在梯度切换速率相当快(例如100mT/m/ms)的条件下图16虚线框中的回波数量可进一步增加，从而在保证所需对比度的同时进一步提高图像信噪比。
另外，在扫描速度要特别优先考虑时，可在序列参数表中选中Gblip梯度选项，在读梯度正负极性切换时刻施加一个Gblip梯度，如图17所示。图中虚线框中的回波数Npe可设置为32或64，相位编码梯度强度满足Gpe＝Gblip·Npe/2条件，扫描时间为
TACQ＝55％·NEX·NPE·TR＝0.3·55％·2＝0.33(s)
这样就完全实现了实时扫描，并且由于采用短回波链并在数据采集期间同时施加频率编码梯度和选层梯度，常见的奈奎斯特伪影和磁化率伪影可显著减少，再结合使用回波平面成像常用的预扫描和相位校正方案可在图1所示的导航***上充分消除图像伪影的干扰。
实施例3快速局域三层同步扫描
基于上述MRI导航***和导航流程，快速导航序列选用图18所示的多层同步激发Local-MSME-NV序列。为了增加射频激发均匀性，成像序列的第一个射频脉冲的波形采用图20所示的线性相位SLR脉冲波形；并且，为了同时激发人体多个层面，射频脉冲波形按下述方式进行相位编码：
这里，SLR(t)表示线性相位SLR脉冲，Gs表示选层方向为的梯度强度，/>是表示中心层空间位置的矢量，可直接在定位像上设定，这里设定为等中心点，相邻层的位置通过选层方向的层厚THK和层间距ΔS设定，ΔS由GS和带宽Δf按照ΔS＝2π·Δf/γ/Gs设定，和/>是初始相位，且ΔS>THK。为了实现各层均匀激发，避免层间交叠伪影，并在临床导航应用中能实现精确定位，这里第一个射频脉冲的带宽在单层激发时设定为1kHz，时带积TBP设定为4，带内和带外纹波系数分别设定为0.5％和0.1％，选层梯度为0.7高斯/厘米(G/cm)，接着按式(3)获得多个相邻层面同时均匀激发的脉冲波形，每步相位循环产生一种波形，对应于其中一步相位循环的三层同步激发的脉冲波形和激发轮廓显示在图20中。Local-MSME-NV序列的第二个和第三个射频脉冲可采用Hamming加窗180°sinc脉冲，这里优选为180°最小相位SLR脉冲(见图15)或线性相位SLR脉冲(见图26)，并调节带宽为(3·THK+2·ΔS)·γ·Gs/(2π)。为了从相位编码的磁共振信号中解码出同时激发的多个层面信号并降低射频功率峰值，例如，对于三层同步激发情况，三次扫描时/>和/>以下述方式进行相位循环，即，/> 和
三次扫描得到图像S1，S2和S3，再按下式进行图像分解得到各层图像：
中低场成像在临床上一般需要累加三次或四次，在其它扫描参数相同的条件下所述同步激发采集方式比常规的单层激发采集方式提高图像信噪比约40％。
在时带积TBP较大时或磁场均匀性较差时，同步扫描的信号幅度可能不一致，导致图像分解不完全，见图21所示的TBP＝16的情况，这时需要按下述步骤进行幅度误差校准：
(1)用图22所示的同步扫描校准序列并选用式(3)中每个相位编码的SLR脉冲波形采集信号并傅立叶变换到频域得到激发轮廓，分别表示为C1、C2和C3；
(2)计算C1、C2和C3的积分面积，这里分别表示为k1＝∫∫C1dxdy、k2＝∫∫C2dxdy和k3＝∫∫C3dxdy，其中∫∫表示二维积分，x和y表示二维坐标；
(3)校准轮廓图为C1、和/>如图23所示。
(4)同样，对三次扫描获得的二维图像按上述积分面积比例k1、k2和k3进行校准并按式(4)进行各层图像分解。
另外，在金属伪影干扰情况下，接收机带宽优选为100kHz或更高，回波时间优化为最小值，在数据采集期间同时施加频率编码梯度和幅度为Gs3的选层梯度，并根据图4所示操作流程优化Δf。
另外，在扫描速度要特别优先考虑时，可在序列参数表中选中Gblip梯度选项，在读梯度正负极性切换时刻施加一个Gblip梯度，如图19所示，图中虚线框中的回波数Npe可设置为32或64，相位编码梯度强度满足Gpe＝Gblip·Npe/2条件，扫描时间计算为
TACQ＝55％·NEX·NPE·TR·3＝55％·2·0.3·3≈1(s)
然后，结合使用回波平面成像常用的预扫描、相位校正和图像重建方案在图1所示的导航***上获得没有伪影干扰的MRI图像。
实施例4：快速局域任意多层同步扫描：
实施例3中描述的多层同步激发方法也可与SLR脉冲技术结合并推广到一般情况，即
这里，SLR(t)脉冲波形是基于Parks-McClellan算法设计线性相位数字滤波器并结合Shinnar-Le-Roux变换算法获得。例如，图24(左)和(右)所示的五层同步激发脉冲波形和激发轮廓，其中SLR(t)为线性相位SLR脉冲，时带积TBP为4，带内纹波系数为0.5％，带外纹波系数为0.5％，脉冲翻转角为π/2，选层梯度强度为1.5G/cm，脉冲带宽为1kHz。图25(左)和(右)所示的九层同步激发脉冲波形和激发轮廓，其中SLR(t)为线性相位SLR脉冲，时带积TBP为4，带内纹波系数为0.5％，带外纹波系数为0.5％，脉冲翻转角为π/2，选层梯度强度为1.5G/cm，脉冲带宽为1kHz。当扫描序列是自旋回波类型时，重聚脉冲选用图26所示的线性相位SLR脉冲，其特征参数是：时带积TBP为16，脉冲带宽为4kHz，带内纹波系数为0.1％，带外纹波系数为0.1％，脉冲翻转角为π，选层梯度强度可根据所需层厚调节，例如，这里对于五层同步激发情况设置为2.0G/cm。在图像不够清晰情况下，可根据图7所示检测流程获得所需射频脉冲的最优脉冲宽度并调节波形文件的数据点间隔时间直到脉冲宽度达到最优值，同时调节序列参数表中梯度幅度直到获得所需层厚。在同步采集2n+1层k空间数据时，式(5)所定义的RF脉冲可以满足均匀激发和相邻层面无交叠伪影要求。在临床导航应用中按照图9所示的导航流程实现成像区域的精确定位。基于五层或更多层同步激发射频脉冲的成像序列在中低场条件下可通过多次累加显著提高信噪比，而扫描时间的增加相对于非同步激发情况明显更少。
实施例5：快速局域任意位五层同步扫描：
实施例4中描述的多层同步激发方法也可用于任意位置的层面成像，即
具体定位方式是，通过图11所示的用户界面在定位像上设定对应的定位线并传递各层方位参数到图10所示的导航模块的SLR波形计算程序，输出更新的SLR脉冲波形并加载到图1所示的导航成像控制单元，然后运行扫描序列并进行实时图像重建。当扫描序列是自旋回波类型时，重聚脉冲选用图26所示的线性相位SLR脉冲，其特征参数是：时带积TBP为16，脉冲带宽为4kHz，带内纹波系数为0.1％，带外纹波系数为0.1％，脉冲翻转角为π，选层梯度强度可根据所需层厚调节，这里设置为2.0G/cm。
实施例6局域单次激发T2加权扫描
基于上述MRI导航***和导航流程，快速导航序列选用图27所示的Local-HASTE-NV序列，该序列的第一个90°射频激发脉冲和180°重聚脉冲分别选用图14和图15中激发轮廓高度优化的SLR脉冲。图14所示的最小相位SLR激发脉冲的波形特征参数是，时带积TBP为8，带内纹波系数为0.5％，带外纹波系数为0.1％，脉冲翻转角为π/2，选层梯度强度为0.7G/cm；图15所示的最小相位SLR重聚脉冲的波形特征参数是，时带积TBP为16，带内纹波系数为0.5％，带外纹波系数为0.1％，脉冲翻转角为π，选层梯度强度为0.5G/cm。在射频功率不足情况下，第二个及后续180°重聚脉冲可选用图26所示的SLR脉冲，并在磁化率伪影或金属伪影较为严重情况下可根据图7所示检测流程获得最优SLR脉冲宽度并调节波形文件的数据点间隔时间直到图像清晰度最佳，同时调节序列参数表中梯度幅度直到获得所需层厚。在图27中，90°射频激发脉冲和第一个180°重聚脉冲之间的时间间隔为TE/2，后续180°重聚脉冲之间的时间间隔为TE，TE通常在80ms至140ms范围取值，信号采集从第三个SLR脉冲之后开始，虚线框内部分重复执行NPE/4次，NPE可取较小整数，如32或64。Gs1、Gs2、Gs3、Gs4、Gs5…Gsn表示选层梯度，梯度幅度由层厚决定，梯度脉冲长度均大于射频脉冲长度，其中Gs1、GS2和GS3梯度的方位可在定位像上设置为正交方向，其它选层梯度的方位与Gs3相同。Gpre表示预备读梯度，Gr1、Gr2、Gr3…Grn均表示与Gpre极性相反而积分面积为其两倍的读梯度，Gsc1、Gsc2、Gsc3…Gscn作为可选项表示施加在选层方向与GS3幅度相同且与Gr1宽度相同的补偿梯度。±GP1、±GP2、±Gp3…±Gpn表示正负极性且幅度依次递增或递减的相位编码梯度，有效回波对应的相位编码梯度设置为零，其余回波按下述k空间填充方式设置相应的相位编码梯度幅度和极性。有效回波前面的奇数回波依次填充k空间中心区域的上半部分，偶数回波依次填充k空间中心区域的下半部分，有效回波后面的奇偶回波分别填充k空间中心区域的上下部分直到中心区域的下半部分(占整个k空间的1/10)填满为止，然后剩余奇偶回波从内向外逐次填充上半k空间(或下半k空间)的空白部分，扫描结束后进行实时部分傅里叶重建。由于这里NPE比常规诊断用的HASTE序列中回波链长度小几倍，噪声和杂波的影响可明显降低，从而保证导航图像具有较高信噪比和分辨率。
最后应说明的是：以上各实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围。

Claims (1)

1.一种用于微创手术导航***，包括：磁轭（1）、磁钢（2）、极板（3）、屏蔽线圈（4）、梯度线圈（5）、射频线圈（6）、扫描床（7）、加热棒（8）、加热片（9）、温度传感器（10）、外壳（11）、T/R接发开关（12）、梯度功放（13）、射频功放（14）、前置放大器（15）、温控单元（16）、光学跟踪定位***（17）、线圈调谐控制单元（18）、扫描床控制单元（19）、导航成像控制单元（20）、***控制接口（21）、主机（22）、显示器（23），其特征在于，磁体（60）为开放式U型结构，磁体间隙大于500mm，极板（3）半径为350mm至400mm；所述极板（3）半径为380mm；磁体（60）场强在0.2T至0.7T之间；磁体（60）的射频线圈（6）为双平面圆极化结构，在外导体环（50）与内导体环（52）之间设置若干无磁电容（51）；射频收发线圈（6）通过T/R开关实现发射和接收的转换；所述无磁电容（51）数量为100以上；X，Y和Z轴平面梯度线圈各有两组，一组置于一个磁极内侧，另一组置于另一个磁极内侧，线圈平面均平行于极板（3）表面，并通过抗涡流板与极板（3）隔开；其中，Z轴梯度线圈均由主梯度线圈（101）和轴向屏蔽线圈（102）构成，属于MAXWELL线圈，绕线为同心圆样式，主梯度线圈（101）13匝，轴向屏蔽线圈（102）14匝，两组梯度线圈通过6根梯度电缆（104）经梯度电源滤波器连接至梯度功放（13）；主梯度线圈（101）和轴向屏蔽线圈（102）采用印刷电路板技术制作而成；轴向屏蔽线圈（102）置于主梯度线圈（101）外侧并靠近极板（3），轴向屏蔽线圈（102）和主梯度线圈（101）的梯度电流方向相反，磁场梯度限制在轴向屏蔽线圈（102）圆周内，使线圈内电流脉冲与静磁场相互作用产生的推力被抵消；主梯度线圈（101）、轴向屏蔽线圈（102）之间设置绝缘层（103）；主梯度线圈（101）、轴向屏蔽线圈（102）和绝缘层（103）半径为350mm，每个线圈厚度为4mm至5mm，主梯度线圈（101）和轴向屏蔽线圈（102）间距为2mm至3mm。
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