專利名稱：使用具有軌道角動量的光誘發(fā)超極化mri的有源裝置追蹤的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本申請涉及追蹤技術(shù)。其具體應(yīng)用于圖像引導(dǎo)的微創(chuàng)手術(shù)(minimallyinvasive surgical)流程，并將具體參考其對本申請予以說明。然而，還可以結(jié)合對其他儀器化目標(biāo)的定位應(yīng)用本申請。
背景技術(shù)：
當(dāng)實施微創(chuàng)圖像引導(dǎo)的手術(shù)時，外科醫(yī)生通常無法看到手術(shù)區(qū)域和手術(shù)儀器的工作端。更確切地說，外科醫(yī)生是經(jīng)由診斷圖像“看到”手術(shù)區(qū)域的。為了使這些微創(chuàng)手術(shù)系統(tǒng)能夠如預(yù)期地工作，外科醫(yī)生必須了解手術(shù)儀器的工作端相對于患者的手術(shù)區(qū)域范圍內(nèi)的目標(biāo)組織和診斷圖像所處的位置。機(jī)械式追蹤系統(tǒng)將手術(shù)工具剛性地固定到諸如手術(shù)臺的靜止參考平面上。靜止參考系平面和工具之間的一系列涉及儀器的接合允許對工具進(jìn)行操縱。這種方案僅適用于剛性工具，并且動作范圍/人機(jī)工程受到相當(dāng)大的限制。一些追蹤技術(shù)間接測量儀器的工作端或頂端。亦即，當(dāng)使用諸如活檢針的剛性工具時，將追蹤元件放置到儀器的可見端上，例如，放置到光或其他能量的發(fā)射器或反射器上。由攝影機(jī)等追蹤來自發(fā)射器的光。通過對光發(fā)射器的位置的電子化計算，以及通過對光發(fā)射器和儀器頂端之間的幾何結(jié)構(gòu)關(guān)系的了解，能夠?qū)敹说奈恢眠M(jìn)行數(shù)學(xué)計算。這些間接方法存在缺點，例如，在儀器非剛性、外科醫(yī)生或室內(nèi)的其他設(shè)備遮擋了光發(fā)射器和電子系統(tǒng)之間的視線以及諸如此類的情況下，這些方法是不準(zhǔn)確的。目前已經(jīng)開發(fā)出了在三維空間內(nèi)直接定位儀器的工作端或頂端的其他技術(shù)。例如，可利用X射線熒光檢查或CT技術(shù)對儀器的頂端成像。然而，這些基于輻射的技術(shù)將使患者受到相當(dāng)量的輻射，并且室內(nèi)的醫(yī)務(wù)人員也將受到程度較輕的輻射。在另一種技術(shù)中，將儀器的頂端或其他部分配置成使得它們呈現(xiàn)在磁共振圖像中。這使得能夠周期性地生成附加的診斷圖像，以監(jiān)測儀器的移動。這種技術(shù)往往相對緩慢，并且要求手術(shù)部位處于MRI掃描器的孔徑或成像區(qū)域內(nèi)。在另一種技術(shù)中，在頂端附近設(shè)置有源天線。這種天線用于測量所施加的磁共振成像信號，其根據(jù)所述信號生成天線在MRI掃描器的坐標(biāo)系中的三維坐標(biāo)。這要求線路從所述天線延伸經(jīng)過所述儀器的長度至外部電路，所述線路容易在磁共振成像期間施加的場的作用下發(fā)熱。此外，這種技術(shù)還容易受到附近能使場發(fā)生扭曲的金屬物體的影響以及受到MRI掃描器內(nèi)部發(fā)現(xiàn)存在的高磁環(huán)境的影響而不準(zhǔn)確。本申請設(shè)想了一種新的、經(jīng)改進(jìn)的追蹤技術(shù)，其能夠解決上述問題以及其他問題。

發(fā)明內(nèi)容
根據(jù)一個方面，提供了一種針對可插入的儀器的追蹤系統(tǒng)。將至少一個賦予軌道角動量的光束的發(fā)生裝置配置成安裝到可插入的儀器上的選定位置，從而使與之相鄰的感興趣區(qū)域內(nèi)的核磁偶極子超極化。RF線圈接收來自感興趣區(qū)域內(nèi)的核磁偶極子的共振信號?？刂破骺刂铺荻染€圈，從而在感興趣區(qū)域間誘發(fā)磁場梯度，進(jìn)而以共振信號的頻率對空間位置編碼。射頻接收器從RF線圈接收共振信號，而頻率到位置解碼器將接收到的核磁共振信號轉(zhuǎn)換成對應(yīng)的空間位置。圖像存儲器存儲將向其體內(nèi)插入了可插入的儀器的治療對象的診斷圖像。任選地，視頻處理器將來自頻率到位置解碼器的空間位置與來自診斷圖像存儲器的診斷圖像的至少一部分組合成組合的顯示，從而在診斷圖像上標(biāo)記出感興趣區(qū)域的位置或者儀器的部分，并且所述視頻處理器還控制所述組合的圖像在監(jiān)視器上的顯示。根據(jù)另一方面，提供了一種追蹤可插入的儀器的方法。隨著儀器被插入到治療對象體內(nèi)，使用賦予軌道角動量的光束使沿儀器的預(yù)選定位置處的感興趣區(qū)域內(nèi)的核磁偶極子極化。應(yīng)用識別經(jīng)極化的核磁偶極子的位置的磁共振序列。在一個實施例中，相對于Btl沿任意取向使OAM超極化的核自旋極化，B0表示恒定均勻磁場，諸如由MRI儀器的孔徑生成的恒定均勻磁場；這一方案使用非選擇性的或者厚板(slab)激勵，使得能夠使用標(biāo)準(zhǔn)MR定位脈沖序列檢測極化的核自旋并對裝置定位。可能對裝置進(jìn)行檢測是因為超極化的核自旋共振響應(yīng)相對于背景信號具有增加的信號強(qiáng)度， 所述背景信號包含由MR系統(tǒng)的~磁場微弱極化的核自旋。一個優(yōu)點在于提高了追蹤手術(shù)儀器的工作端或頂端的精確度。另一優(yōu)點在于在手術(shù)過程期間基本實時地生成頂端位置信息。另一優(yōu)點在于在手術(shù)期間免受外科醫(yī)生的活動和患者周圍的其他儀器的干擾，或者將所述干擾降至最低。對于本領(lǐng)域技術(shù)人員而言，在閱讀并理解下文的詳細(xì)說明后，其他的優(yōu)點和益處將變得顯而易見。


本發(fā)明可以具體化為各種部件和部件布置，以及各種步驟和步驟安排。附圖僅用于圖示說明優(yōu)選實施例，而不應(yīng)認(rèn)為其對本發(fā)明構(gòu)成限制。圖1是患者、可插入的儀器和追蹤系統(tǒng)的示意性圖示；圖2是裝備有賦予軌道角動量的光束追蹤系統(tǒng)的儀器的示范性工作端的示意性圖示；圖3是具有賦予軌道角動量的光束追蹤系統(tǒng)的儀器的備選實施例；圖4圖示了用于生成超極化的核磁偶極子的示范性的賦予軌道角動量的光束生成系統(tǒng)的細(xì)節(jié)。
具體實施例方式參考圖1，將患者10置于支承表面12上，從而為微創(chuàng)手術(shù)過程做準(zhǔn)備。將諸如導(dǎo)管14的微創(chuàng)手術(shù)裝置通過例如股動脈中的孔口 16插入到患者體內(nèi)。在沿導(dǎo)管的一個或多個已知位置處，例如在頂端附近，設(shè)置賦予軌道角動量的光束的發(fā)生裝置18。例如，當(dāng)插入支架(stent)或執(zhí)行氣囊血管成形術(shù)時，通常通過孔口 16插入氣囊導(dǎo)管，并沿患者的動脈系統(tǒng)將其饋送至堵塞位置。隨著導(dǎo)管通過動脈系統(tǒng)移動，對導(dǎo)管進(jìn)行追蹤以標(biāo)記其位置。使用引導(dǎo)線(guide wire)或其他導(dǎo)航系統(tǒng)指引導(dǎo)管的頂端沿適當(dāng)?shù)姆种靶?，從而按照與公路系統(tǒng)相似的方式使用動脈系統(tǒng)將所述頂端帶到堵塞位置。
繼續(xù)參考圖1，并進(jìn)一步參考圖2，導(dǎo)管14是與氣囊20 (圖示為膨脹的)連接的氣囊導(dǎo)管，氣囊20與空氣通道22連接，從而有選擇地為其充氣。引導(dǎo)線通路M接收引導(dǎo)線沈，從而令導(dǎo)管的頂端轉(zhuǎn)向所選的方向。通道觀終止于用于將成像造影劑、藥物等釋放到與導(dǎo)管的頂端相鄰的血液中的孔口。將賦予軌道角動量的光束的發(fā)生器18連接至通過導(dǎo)管延伸的光纖30。光纖30從處于患者體外的光源32延伸至賦予軌道角動量的光束的發(fā)生裝置18。賦予軌道角動量的光束的發(fā)生裝置18使用賦予軌道角動量的光使核磁偶極子超極化，所述核磁偶極子諸如是所述頂端附近的血液或其他身體組織中的質(zhì)子或氫磁偶極子。所述超極化發(fā)生在非常有限的位置內(nèi)，但是比利用當(dāng)今的商用磁共振成像系統(tǒng)實現(xiàn)的極化要大1000-1000000倍?？梢粤顦O化的核磁偶極子以一定的頻率共振，該頻率與周圍的磁場強(qiáng)度成比例。按照與MRI 成像系統(tǒng)類似的方式使用磁場梯度，這樣可以對這些偶極子的共振所處的頻率進(jìn)行位置編碼。繼續(xù)參考圖1，將RF線圈40設(shè)置到患者附近。在圖1的實施例中，將RF線圈嵌入到患者支撐物12內(nèi)鄰近其上表面的位置。然而，也可以將RF線圈置于其他位置，諸如置于患者體表、患者上方等位置。控制單元42控制RF線圈40或賦予軌道角動量的光束的發(fā)生裝置，從而在超極化的核磁偶極子中誘發(fā)核磁共振。共振偶極子生成由接收器44接收并解調(diào)的具有特征頻率的磁共振信號?？刂破?2還控制梯度磁場發(fā)生系統(tǒng)，在該系統(tǒng)中，梯度線圈電源46為梯度線圈48 供應(yīng)功率脈沖。在圖示的實施例中，梯度線圈48包括用于沿三個正交方向中的每個方向誘發(fā)磁場梯度的x、y和ζ梯度線圈。平面梯度線圈可以具有開放MRI系統(tǒng)中通常采用的構(gòu)造。 共振信號的共振頻率根據(jù)磁場的強(qiáng)度而變化。因而，當(dāng)施加梯度磁場時，所接收到的共振信號的頻率指示其空間位置。例如，控制器使得梯度電源46促使χ梯度線圈施加χ梯度，而接收器接收磁共振信號。頻率到位置解碼器50根據(jù)χ梯度信號的頻率確定賦予軌道角動量的光束的發(fā)生裝置18在梯度線圈的空間坐標(biāo)系中的位置，進(jìn)而確定在患者支撐物12的空間坐標(biāo)系中的位置。重復(fù)這一過程，以獲得沿y方向和ζ方向的空間位置。盡管線性梯度磁場簡化了頻率到空間位置的計算，但是也可以使用其他梯度形狀。視頻處理器52控制顯示裝置M顯示來自圖像存儲器56的患者診斷圖像。采用各種已知技術(shù)中的任意一種使診斷圖像與患者和患者支撐物的坐標(biāo)系對準(zhǔn)。通常，所述診斷圖像為三維圖像，并且外科醫(yī)生顯示一個或多個選定的片層(slice)。通常改變選定的片層，從而使至少一個顯示的片層包括軌道角動量發(fā)生裝置18所處的平面。由于診斷圖像與患者支撐物12空間對準(zhǔn)或坐標(biāo)配準(zhǔn)，因而視頻處理器52使用來自頻率到位置解碼器50的 x、y和ζ位置信息以識別對應(yīng)于軌道角動量發(fā)生裝置、儀器頂端、或者儀器上與角動量發(fā)生裝置具有已知偏移量的其他點的位置的診斷圖像的體素。在一個實施例中，在一幅或多幅所顯示的診斷圖像上，將賦予軌道角動量的光束的發(fā)生裝置的焦點位置顯示為亮點、十字線或其他符號。備選地，診斷工具圖像發(fā)生器58生成導(dǎo)管或其他插入的裝置或其部分的圖像表示，用以疊加在診斷圖像上。參考圖3，沿可插入的儀器設(shè)置一個或多個賦予角動量的光束的發(fā)生器18。仍然使每個賦予軌道角動量的光束的發(fā)生器經(jīng)由光纖30與光源連接。每個賦予軌道角動量的光束的發(fā)生器18生成賦予軌道角動量的光束，其用于使一個或多個樣本60中的核的磁偶極子超極化。在一個范例中，所述樣本是含有可超極化物質(zhì)的小的中空顆粒。在一個實施例中，所述可超極化物質(zhì)是諸如氙或氦的稀有氣體。在另一實施例中，所述可超極化材料是諸如水或油的液體。通過沿所插入的儀器的軸定位兩份樣本，能夠確定儀器的軌跡。通過定位與前兩份樣本不在同一線上的第三份樣本，能夠確定可插入裝置的旋轉(zhuǎn)取向。通過沿所述裝置的長度定位經(jīng)超極化的樣本，能夠在所顯示的診斷圖像中圖示的所插入的儀器所遵循的路徑。經(jīng)由控制線或通道62，例如氣動系統(tǒng)，控制末端受動器(effeCtor)62。參考圖4，賦予軌道角動量的光束的發(fā)生裝置18包括光學(xué)元件的布置，其優(yōu)選設(shè)置在尺寸適于容納在插入的儀器中的小芯片或微芯片上。在氣囊導(dǎo)管的范例中，氣囊導(dǎo)管 (其氣囊未膨脹)通常直徑為2-5mm。此外，盡管將被賦予軌道角動量的電磁輻射被描述為可見的單色或多色(例如，白色)光，但是也可以設(shè)想其他類型的電磁輻射?？梢姽馀c氫原子或感興趣的其他原子或分子相互作用，而對活體組織沒有破壞作用。更具體而言，可見光通過其與電子軌道和分子角動量的相互作用間接引起質(zhì)子中的磁偶極子極化。還存在其他頻率的電磁輻射，其使得能夠直接與質(zhì)子相互作用。也可以設(shè)想高于或低于可見光譜的電磁輻射或光。修改光的頻率成分和/或光束中軌道角動量的量能夠使一些分子得到更強(qiáng)的極化，并使特定的分子有選擇地受到極化。通過射束擴(kuò)展器78擴(kuò)展由光纖或其他波導(dǎo) (waveguide) 30承載的光束。射束擴(kuò)展器包括用于將光或電磁輻射校準(zhǔn)成窄射束的入口準(zhǔn)直器72。凹透鏡74使通過聚焦透鏡76重新聚焦的光束發(fā)散。利用出口準(zhǔn)直器78抑制光束的強(qiáng)度非均勻性。在一個實施例中，出口準(zhǔn)直器使射束變窄到大約1mm。線性偏振器80和四分之一波板(plate)82使光圓偏振。線性偏振器使非偏振光具有單一線性偏振，而四分之一波板使線性偏振的光偏移四分之一波長，從而使其圓偏振。 使用圓偏振的光不是必需的，但具有使電子的自旋態(tài)極化的附加優(yōu)點。使圓偏振的光通過相位圖或相位全息圖84，其為所述光束給予軌道角動量。軌道角動量的級數(shù)1取決于相位全息圖84。在一個實施例中，為入射光給予1 = 40的值，但是還可以設(shè)想更高的1值。備選地，可以將相位圖或全息圖84嵌入到其他光學(xué)裝置中，諸如柱面透鏡、波板、玻璃或塑料中的固定相位全息圖等的組合體中。并非所有通過全息板84的光都被給予了軌道角動量。一般而言，當(dāng)電磁波與相位全息圖相互作用時，電磁波發(fā)生衍射形成衍射圖。中央表示第0級衍射，在這種情況下，該級衍射是不具有軌道角動量的光。與這一中央分量相鄰的圖案表示不同級的衍射射束，所述衍射射束包含攜帶軌道角動量的光子射束。將空間濾波器86放在全息板的后面，從而僅使具有預(yù)期軌道角動量的光有選擇地通過孔徑，并阻擋光的所有其他衍射分量。亦即，空間濾波器86使僅具有一個值的軌道角動量的光通過。使用凹面鏡88收集通過空間濾波器86的光，并利用會聚透鏡92使其聚焦在感興趣區(qū)域90上。有利地，將賦予軌道角動量的光聚焦在圖像尺寸內(nèi)的感興趣區(qū)域上，所述圖像尺寸盡可能接近與承載相同高斯(Gaussian)射束頻率的光相關(guān)的艾里斑 (Airy disk)的尺寸。同樣地，所述感興趣區(qū)域可以是與插入的儀器相鄰的組織，也可以是結(jié)合到裝置60內(nèi)的液體或氣體樣本。與其僅使用具有軌道角動量的光使感興趣的核磁偶極子極化，不如使用光對磁場進(jìn)行補(bǔ)充。所述磁場可以是磁共振成像系統(tǒng)的Btl磁場，或者是追蹤系統(tǒng)提供的磁場。在一個范例中，永磁體94被放置到目標(biāo)偶極子的附近，并具有適當(dāng)?shù)娜∠?，以生成貫穿將要誘發(fā)核磁共振的感興趣區(qū)域的穩(wěn)態(tài)磁場。在另一實施例中，將磁體96設(shè)置到患者支撐物12 之下，以生成通過感興趣區(qū)域的垂直Btl場。任選地，可以在治療對象上方，例如，在手術(shù)室的天花板上等位置設(shè)置極性相反的極片(pole piece)或通量聚焦結(jié)構(gòu)98。在另一備選實施例中，梯度和射頻線圈是開放型或其他磁共振成像系統(tǒng)的梯度和射頻線圈。已經(jīng)參考優(yōu)選實施例描述了本發(fā)明。在閱讀詳細(xì)描述后，其他人可以想到修改和變化。這意味著，應(yīng)當(dāng)將本發(fā)明推斷為包括所有此類落在權(quán)利要求及與其等價的范圍內(nèi)的修改和變化。在解釋權(quán)利要求時，應(yīng)當(dāng)理解a) “包括”一詞不排除指定權(quán)利要求中列舉的以外的其他元件或動作的存在；b)元件前的單數(shù)冠詞“一”或“一個”不排除多個這樣的元件的存在；c)權(quán)利要求中的任何附圖標(biāo)記都只是出于說明的目的，而不是限制其保護(hù)范圍； 并且d)可以由同一項目或者硬件或軟件實現(xiàn)的結(jié)構(gòu)或功能表示幾個“模塊”。
權(quán)利要求
1.一種針對能插入的儀器(14)的追蹤系統(tǒng)，包括至少一個光子軌道角動量發(fā)生裝置(18)，其被配置成安裝到所述能插入的儀器(14) 上的選定位置，從而使與之相鄰的感興趣區(qū)域(90)內(nèi)的偶極子超極化；RF線圈(40)，其接收來自所述感興趣區(qū)域內(nèi)的核磁偶極子的核磁共振信號；控制器(42)，其控制梯度線圈(48)，以感生跨越所述感興趣區(qū)域的磁場梯度，梯度磁場以共振信號的頻率對空間位置進(jìn)行編碼；射頻接收器(44)，其接收來自所述RF線圈00)的所述核磁共振信號；頻率到位置解碼器(50)，其將所接收到的核磁共振信號轉(zhuǎn)換成對應(yīng)的空間位置；圖像存儲器(56)，其存儲將向其體內(nèi)插入所述能插入的儀器的治療對象的診斷圖像； 以及任選地，視頻處理器(52)，其將來自所述頻率到位置解碼器(50)的所述空間位置與來自所述診斷圖像存儲器(56)的所述診斷圖像的至少一部分組合成組合的顯示，從而在所述診斷圖像上標(biāo)記出所述感興趣區(qū)域的位置或者所述儀器的部分，并且所述視頻處理器還控制所述組合的圖像在監(jiān)視器(54)上的顯示。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的追蹤系統(tǒng)，還包括樣本(60)，其設(shè)置在所述感興趣區(qū)域(90) 內(nèi)，使得所述光子軌道角動量發(fā)生裝置利用賦予軌道角動量的光與分子角動量、分子軌道、 電子自旋態(tài)和核自旋態(tài)的相互作用使所述樣本中的核自旋和核磁偶極子極化。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的追蹤系統(tǒng)，還包括諸如光纖的波導(dǎo)(30)，其用于將諸如光的電磁輻射從所述治療對象體外通過所述能插入的儀器傳送至賦予光子軌道角動量的光束的發(fā)生裝置(18)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的追蹤系統(tǒng)，還包括在其上面支撐所述患者的患者支撐物(12)，所述診斷圖像與所述患者支撐物空間對準(zhǔn)；并且其中，所述RF線圈00)和所述梯度線圈G8)中的至少一個被嵌入到所述患者支撐物中，以避免在手術(shù)過程期間對外科醫(yī)生造成干擾。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的追蹤系統(tǒng)，還包括位置被設(shè)定為生成通過所述感興趣區(qū)域的靜態(tài)磁場的磁體(94、96)。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的追蹤系統(tǒng)，還包括被配置成安裝到所述能插入的儀器內(nèi)與所述感興趣區(qū)域(90)相鄰的永磁體(94)。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的追蹤系統(tǒng)，還包括樣本(60)，諸如所述感興趣區(qū)域(90)內(nèi)的氣體、液體、固體或原生生物組織，所述光子軌道角動量裝置使所述樣本中的核自旋超極化。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的追蹤系統(tǒng)，還包括其中的核自旋發(fā)生共振的多個感興趣區(qū)域(90)，所述感興趣區(qū)域中的每個均相對于所述儀器(14)處于預(yù)選位置，所述視頻處理器(5 基于多個共振感興趣區(qū)域生成對所述儀器的至少一部分的描繪，以供疊加在所顯示的診斷圖像上加以顯示。
9.一種追蹤能插入的儀器(14)的方法，所述方法包括利用被插入到治療對象(10)體內(nèi)的所述儀器(14)，通過向偶極子的自旋賦予軌道角動量，沿所述儀器使處在預(yù)選位置的感興趣區(qū)域(80)內(nèi)的核磁偶極子極化；應(yīng)用識別極化核磁偶極子的位置的磁共振序列。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中，使所述核磁偶極子極化的步驟包括使核自旋相對于靜態(tài)磁場(Btl)沿任意取向超極化；并且所述磁共振序列的應(yīng)用步驟包括應(yīng)用RF和梯度場脈沖以檢測所述極化核磁偶極子并對所述儀器定位。
11.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，還包括將所述感興趣區(qū)域的空間位置或者所述儀器的選定部分的表示疊加到所述治療對象的診斷圖像上，并顯示疊加有所述感興趣區(qū)域的所述空間位置的所述診斷圖像。
12.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中，使所述感興趣區(qū)域內(nèi)的核磁偶極子極化的步驟包括將光從所述治療對象體外的光源(3 通過所述能插入的儀器(14)傳送至賦予軌道角動量的光束的發(fā)生裝置(18)；利用所述賦予軌道角動量的光束的發(fā)生裝置將所接收到的光轉(zhuǎn)換成具有單一值的軌道角動量的光；將所述賦予軌道角動量的光引導(dǎo)到所述感興趣區(qū)域上，從而使所述感興趣區(qū)域內(nèi)的偶極子極化。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中，所述引導(dǎo)步驟包括將所述賦予軌道角動量的光聚焦到一圖像尺寸內(nèi)的所述感興趣區(qū)域上，所述圖像尺寸考慮了與承載高斯射束頻率的光相關(guān)的艾里斑的尺寸，所述高斯射束頻率與所述賦予軌道角動量的光的高斯射束頻率相同。
14.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中，超極化核磁偶極子處在多個樣本內(nèi)，所述樣本被固定地安裝到一個或多個賦予軌道角動量的光束的發(fā)生裝置，沿所述能插入的儀器將所述樣本設(shè)置到多個預(yù)選位置中的每者上，所述方法還包括確定多個樣本中的每者的所述空間位置；以及顯示疊加在所述治療對象的診斷圖像上的所述樣本中的每者的所述空間位置或者從所述多個樣本位置導(dǎo)出的對所述儀器(14)的部分的描繪。
15.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，還包括移動所述能插入的儀器(14)通過所述治療對象(10)；以及重復(fù)確定所述感興趣區(qū)域(80)的所述空間位置，從而隨著所述能插入的儀器移動通過所述治療對象而追蹤所述感興趣區(qū)域。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其中，所述能插入的儀器(14)是非剛性的儀器，并且所述方法還包括根據(jù)所述診斷圖像導(dǎo)引所述能插入的儀器的工作端，使得所述感興趣區(qū)域和所述能插入的儀器的工作端遵循選定的軌跡通過所述治療對象。
全文摘要
將一個或多個賦予光子軌道角動量的光束的發(fā)生裝置(18)安裝到可插入的儀器(14)上的預(yù)選位置上，從而使感興趣區(qū)域(80)內(nèi)的核磁偶極子超極化。使超極化的核磁偶極子共振，以生成磁共振信號?？刂破?42)控制梯度線圈，從而在感興趣區(qū)域之間誘發(fā)磁場梯度，使得共振信號的頻率指示空間位置。頻率到位置解碼器(50)將共振信號頻率轉(zhuǎn)換為空間位置。視頻處理器(52)將空間位置和來自診斷圖像存儲器(56)的診斷圖像的部分組合成組合的顯示，所述組合的顯示描繪了在診斷圖像上標(biāo)示出的感興趣區(qū)域或儀器的部分的位置，并在監(jiān)視器(54)上顯示組合的圖像。
文檔編號A61B19/00GK102238923SQ200980148381
公開日2011年11月9日 申請日期2009年11月5日 優(yōu)先權(quán)日2008年12月5日
發(fā)明者D·R·埃爾戈特, L·R·阿爾布 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司