MRI跟踪装置的设计、制造以及用于MRI引导机器人系统的使用方法
相关申请的交叉引用
本申请要求2018年3月9日提交的序列号为62/640,798的美国临时专利申请的优先权，并且其全部公开内容通过引用包含于此。
技术领域
本发明的实施例涉及基于MRI的跟踪装置。特别地，涉及与MRI引导机器人系统一起使用的基于MRI的跟踪装置。
背景技术
磁共振成像(MRI)引导介入在重塑使用计算机断层扫描(CT)或X射线荧光透视的当前介入实践中，发挥着越来越重要的作用。这种趋势可归因于MRI的独特优势，诸如在软组织中的高强度对比度以及零电离辐射。通过使用MRI提供的定量扫描数据，MRI具有与机器人装置集成的巨大潜力。尽管MR引导介入的方法有很多好处，但是仍然存在阻碍其广泛使用的一些困难。第一个困难在于与MRI系统的交互。具体地，与传统的图像引导介入相比，装置定位和脉冲序列设计具有挑战性。另外，MR兼容装置的设计和制造具有挑战性，因为MRI孔内部的限制性环境不允许使用铁磁性金属。在MRI期间使用这种材料会导致明显的伪影，其可能使整体图像质量失真和劣化。
位置感测和致动的结合不仅可以在闭孔MRI扫描仪下提供更高的患者可及性，还可以使机器人系统根据期望的路径或目标定位执行血管内介入程序，诸如针、导管和探针插入。MR位置跟踪系统的方法可以大致分为有线跟踪：有源线圈或半有源线圈；以及无线跟踪：无源或调谐基准标记跟踪。
有源线圈跟踪利用经由同轴电缆连接到接收器电子系统的微型线圈单元，可以沿着三个主轴主动“拾取(pick up)”MR梯度场。跟踪线圈的几何定位可以根据采用1D投影读出的跟踪脉冲序列来计算。可以在几毫秒内实现线圈的定位，从而实现高帧速率的跟踪。可以以0.6×0.6×0.6mm3的高分辨率和40Hz的高采样率获得最佳跟踪性能。尽管在提供位置信息时，该跟踪方法是可靠的并且稳健的，但是所使用的导线可以充当RF天线并引起发热，这可能会损坏装置或伤害患者。已经提出几种解决发热问题的解决方案，诸如四分之一波长同轴扼流圈以及将变压器集成到传输线中。另一方面，通过用光纤代替导线来控制线圈的共振频率，提出了半有源线圈跟踪。使用并联连接因而充当光开关的光电二极管，线圈的RF行为可以在两个状态之间改变。然而，这样的增量电子部件将进一步使设计和制造复杂化，增加整个系统的复杂性。
无源跟踪利用阳性或阴性造影剂。通常在图像域中描绘这种标记的相应3D位置。自动跟踪需要复杂的MR序列，以及更多的计算时间来处理在高分辨率图像中的磁敏感性伪影，以快速和准确地定位。尽管使用了先进的图像识别技术，但当多个标记彼此靠近时，或者当标记在成像部位/切片之外时，基于无源标记的跟踪也可能遇到困难。
最后，调谐基准跟踪标记是一种专用电路，其共振频率在MRI扫描仪的拉莫尔频率(Larmor frequency)。基准跟踪标记无需与MRI扫描仪的额外的硬件或电线连接即可部署，并且可以电感耦合至MRI扫描仪的接收器线圈。这提供了更简单的集成，更顺畅的手术流程，并避免了射频(RF)引起的发热的风险。
发明内容
本发明的实施例总体上涉及与磁共振成像(MRI)系统一起使用的跟踪装置的设计和制造，及其用于MRI引导机器人系统的使用方法。MR跟踪装置可以实时提供磁共振成像系统内部的几何定位，并且获得的几何定位可以充当机器人系统及相关联的介入工具的“全局定位系统”，以在磁共振成像系统和人体中导航。通过与实时MRI扫描的3D路线图交错，MR跟踪装置能够在人体内部安全地对机器人装置进行准确的操纵。
辐射灵敏度和定位准确度部分取决于MR跟踪标记(marker)的大小和品质因数。通常，单个MR跟踪标记从其邻近区域(取决于跟踪标记的辐射方向和辐射灵敏度)跟踪，在MRI图像中显示为“亮点”。较小的邻近区域将增加跟踪准确度。传统地，调谐跟踪标记大多采用单层结构设计。这种设计是不利的，因为当与介入仪器一起施加时，单层结构设计仅在2D意义上利用介入工具的有限部署区域。
此外，在具有多个无线基准标记的传统的MR装置/运动跟踪中，始终需要解决MR跟踪标记和标记信号之间的峰对应(peak-to-correspondence)关系，因为跟踪器信号对公共输出(例如MRI扫描仪接收线圈)的反向投影(back-projection)将产生N3(N是无线基准标记的数量)个可能的标记位置。针对此已经考虑了不同的方法，诸如用固定的几何关系布置标记，或者利用MR接收线圈阵列的已知几何布局和灵敏度。然而，当标记没有以固定的几何布局布置时，多个无线基准标记的对应问题仍然是困难的来源，这阻碍了其与诸如柔性导管的柔性/非刚性装置一起实施。
本发明是具有多层平面螺旋电感器的无线跟踪标记。标记利用电感器的多层之间的互耦效应，以显著改善在相同填充因数(fill factor)内的累积电感，从而在其轴向表面上保持高灵敏度曲线(sensitivity profile)的同时，提供小形状因数(small formfactor)设计。
本发明的进一步的实施例提供了一种传感器融合(sensor fusion)方法，该方法用于在具有动态/变化的几何布局的MR图像中确定和/或成像多个MR跟踪标记的当前位置。
在本申请中使用的术语“多层”用于指示MR跟踪标记具有多层平面螺旋结构，从而可以显著增加辐射灵敏度。与平面螺旋结构的层数不相关。
本方法主要基于使用具有动态/变化的相对位置的多个MR无线标记，其中标记和标记信号之间的对应的确定依赖来自3D形状传感器(例如，FBG光纤)的位置信息反馈。
用于在磁共振(MR)成像系统中跟踪对象的位置和/或方向的示例性方法包括以下步骤：1)将3D形状传感器(例如FBG光纤)附接到感兴趣的对象，并且两个或更多个MR无线跟踪标记相对位置以已知的几何布局附接到3D形状传感器的表面；2)以MR脉冲序列提供一个或多个导航器跟踪脉冲；3)经由一个或多个MRI扫描仪接收线圈从MR跟踪标记接收信号，其中标记信号响应于所提供的导航器跟踪脉冲；4)确定所接收的标记信号和标记之间的对应，使得每个所接收的标记信号对应于特定标记。针对这种对应，需要MR跟踪标记的实时相对位置和3D形状传感器测量值。这种对应提供了对象的位置和/或方向信息；以及5)将对象的位置和/或方向信息作为输入提供给另一个系统以用于进一步处理。
可以预先提供标记的初始相对位置(例如，根据3D形状传感器上的已知尺寸和固定的标记定位)。可替代地，可以通过对已经附接到3D形状传感器的标记执行初步扫描来提供标记的相对位置。例如，可以通过使用来自初步扫描的多个反向投影来找到标记位置。可替代地，可以在该初步扫描中执行基于图像的获取和重建，然后进行形态学图像处理，以便确定标记几何布局。
另外，从初步扫描获得的标记位置的知识可用于优化在实际扫描期间用于跟踪对象的导航器跟踪脉冲的数量和/或方向。例如，可以选择投影以最大化标记信号峰分离。
无线跟踪标记的使用并不严格取决于导航器跟踪脉冲的细节。合适的导航器跟踪脉冲包括但不限于：梯度回波脉冲、自旋回波脉冲、自由感应衰减脉冲、零回波时间脉冲以及具有1ms或更短的回波时间的脉冲。
附图说明
图1a是与MRI接收器线圈电感耦合的无线跟踪标记的示意图。
图1b是电感耦合RF线圈电路的示意图。
图2a是柔性印刷电路(FPC)的示意图。图2b是具有留下用于表面安装部件(例如SMD电容器)的焊接接头的MR跟踪标记的图像。图2c是使用其层作为平行板电容器的MR跟踪标记的图像。
图3是MR跟踪线圈的多层设计的示意图。橙色矩形迹线表示铜导体，以及空心圆是层间通孔。
图4是用于MR跟踪线圈的4层设计的替代通孔布置。
图5是示出跟踪标记是可弯曲的并且可以附接到弯曲表面的示意图。
图6示出安装在具有嵌入式3D形状传感器的柔性导管的表面上的3个无线跟踪标记。
图7示出具有多个无线跟踪标记的峰对应问题。
图8是示出利用从FBG光纤获得的3D形状信息，使用从FBG光纤获得的几何布局可以解决峰对应问题的示意图。
图9显示示出多个MR跟踪标记位置可以叠加在MR图像上的图像。
图10a显示MR跟踪线圈的多层制造结构的示意图。图10b显示示出几何平均距离(GMD)的定义的示意图。
图11a是嵌入有两个MR跟踪标记(仅显示一个标记)的针导(needle guide)的图像。图11b是用琼脂凝胶制成的大脑体模(brain phantom)的MR图像，其中两个跟踪标记显示为亮点。图11c显示形成在3D重建大脑体模的顶部上的标记的虚拟增强图像。图11d是嵌入有跟踪标记的3D打印的3mm导管的图像。
图12是集成在3D打印导管上的跟踪标记的散射测量的曲线图，并显示了具有3dB带宽的品质因数测量。
图13a是跟踪标记的矢状面的EM场模拟。图13b是具有MR跟踪标记的
图14是多层平面螺旋电感器的测量阻抗和有限元模型(FEM)模拟的阻抗的曲线图。
图15a的图像的左侧是安装在填充有琼脂凝胶的3D打印块上的无线跟踪标记，以及右侧是具有用放大信号表示邻近1H原子的亮点的MR图像。图15b是跟踪标记相对于其到等中心点的距离的计算的2D位置误差的曲线图。
图16是在15分钟FSE内MR跟踪标记的温度测量的曲线图。
图17是多层电感器的设计规格的图表。
图18描绘了具有MRI RF发送和接收线圈的电感耦合射频(ICRF)线圈之间的几何关系。
图19描绘了具有均匀地缠绕在圆柱形基底(例如，导管)上的三个弯曲共振电路的全向跟踪装置。
图20a显示图19的装置的截面图，而图20b显示图19的装置的顶视图。
图21a显示图19的装置的单独的标记，而图21b显示单独的标记的单独的线圈层。
具体实施方式
本发明的实施例提供了一种具有多层结构(包括但不限于平面螺旋电感器、平面平行板电容器)的MR跟踪装置，其增强了跟踪装置的电性能和物理紧凑性。平面螺旋电感器可以是平坦的或圆形的形式，并且包括将不同层连接在一起以形成闭合电路的通孔。特别地，多层结构可以通过在不同层之间引入互感来极大地增强电感器的电感(例如，对于4层平面电感器，总电感将是4个自感和每一层之间感应出的所有互感之和)。MR标记可以由非铁磁性材料构成，以确保与MRI机器兼容。
可以通过利用多层结构形成多个平行板电容器以增加总电容。平面螺旋电感器和平行板电容器可以与用作“光开关”的光电二极管/光敏电阻器连接，以改变MR跟踪装置的电气特性，例如，通过将光照射在光学部件上，MR跟踪装置将表现出特定的共振频率f1，并且通过关闭光，MR跟踪装置将表现出另一个共振频率f2。
MR跟踪装置的电气特性(即电感、电容和电阻)可以通过有限元分析(FEA)或解析法来计算。使用FEA，生成MR跟踪装置的三维体积模型以创建初始网格，该初始网格可以是四面体/砖块/棱柱/金字塔等形式。可以使用全波场求解器来计算MR跟踪装置的射频散射参数，并且可以将结果保存到数据库中。通过对MR跟踪装置的尺寸/形状/材料执行参数分析，确保最佳性能。另一种方法是使用解析近似来计算电气特性。可以采用几种方法，例如，Greenhouse方法提供了一种用于计算平面薄膜或厚膜线圈的电感的解析方法。可以从这些等式得出用于计算多层并联线圈电感的估计值，以提供近似电感作为线圈设计优化的起点。Greenhouse方法可以应用为计算机脚本/程序，以基于线圈参数自动计算电感。
在具有磁场强度B0的MRI扫描仪的操作期间，从B1场发出的激励脉冲使得氢核(质子)的核自旋沿着主B0场从其平衡旋进偏转到翻转角α。当氢自旋返回到较低能量状态时，MRI机器的RF接收器线圈测量回波信号。通常，信号强度在90°的翻转角处最大。
无线MR跟踪标记通过至MRI扫描仪的接收器线圈的电感耦合方法而工作，并在邻近包含氢核1H原子处提供局部信号增强，如图1所示。具有电感L、电容C和电阻R的MRI跟踪标记应在工作的MRI机器的拉莫尔频率处共振，其定义为：
其中，γ/2π＝42.58MHz/T是氢核1H原子的旋磁比。在操作期间，RF发射模式和RF接收模式顺序发生。在RF发射模式中，可以应用具有低翻转角激励的MR脉冲序列。具有通量φB1的MR发射线圈最初以拉莫尔频率与共振电路耦合，并且在电路中感应出RF电流Iinduced。感应电流Iinduced在电感器的中心处生成线偏振磁场，局部地导致通量φmarker：
φmarker＝-iQmarkerφB1(2)
其中Qmarker是由下式定义的品质因数：
来自共振电路的附加通量与来自RF线圈的原始通量φB1相加，从而引入放大周围自旋的翻转角的附加激励场。放大后的信号取决于共振电路的品质因数Qmarker，以及电感器相对于RF场B1的方向。由于其他区域不受影响，因此可以区分MR跟踪线圈和背景之间的正局部对比度。在RF接收模式中，MR跟踪线圈在其附近拾取MR信号，从而产生可电感地耦合至MRI RF接收线圈的局部线偏振磁通量。因此，在测量阶段，所测量的总磁通量增加了一倍。
尽管在文献中已经提出了几种闭合式等式来近似平面螺旋线圈的电感，但是由于柔性绕组结构可以具有不规则的几何形状，因此对于多层矩形平面螺旋线圈尚不存在现成的表达式。为了分析线圈设计的电感，可以采用Greenhouse方法对多层电感进行展开近似。Greenhouse方法通过将任意线圈划分成一组独立的直线导体来近似其电感。通过将每个导体的自感和每两个平行导体之间的互感相加来计算总电感。
直线导体的精确的自感可以计算如下：
其中l是段长度，GMDself和AMDself分别是自几何平均距离和算术平均距离，μ是导体磁导率，以及T是频率校正参数。所有长度值都可以厘米计算。
为了计算导体的自感，通过将导体视为无限数量的平行细丝来使用导体横截面的GMDself。导体的自感等于每个细丝对的互感之和，每个细丝对之间的距离被视为GMDself。对于厚度为t→0的矩形横截面，GMDself是0.22313(w+t)，其中w是导体横截面的宽度。
对于薄膜导体，AMDself可以被近似为直线条件t→0，这表明AMDself等于l/3。假设接近直流条件T＝1，并且导体的磁导率为1，则具有矩形横截面的薄膜导体的自感的等式从(4)推导为：
对于矩形薄膜电感器，由于互感只有平行的段对线圈的总电感有贡献。如果两个段中的电流方向相同，则互感为正，且如果它们的方向相反，则互感为负。两个平行段之间的互感可以表示为：
M＝2lP(6)
其中M是以毫微亨利为单位的互感，以及P是互感参数，由下式计算：
当计算P时，长度l由P的下标确定，并且在两个导体之间采用GMD。GMD的近似值由以下等式计算：
其中d是段中心之间的距离。对于多层电感器，d取为段中心之间的欧几里得距离。
对于两个平行的导体段，i和k，它们之间的总互感为：
2Mi,k＝(Mk+m+Mk+n)-(Mm+Mn)(9)
其中Mi是具有相同长度的两个平行导体之间的互感。互感变量M的下标用于其计算。以Mk+m为例：
Mk+m＝2lk+mPk+m＝2(k+m)Pk+m(10)
注意，长度l也用于计算P，如等式(7)所示。对于两个段对称对齐的情况，即n＝m，可以将等式简化为：
2Mi,k＝2Mk+n–2Mn(11)
等式11是针对所有导体对的精确等式，除了那些使用段1和未逐步缩短(根据导体宽度和平行段的间隔)的任何段的导体对。对于非对称的情况，使用对称公式引入小的误差，并且由于在负电感计算中存在相同的不对称，因此误差大部分被补偿。
等式(4)–(10)可用于计算单层电感器的电感，并且被扩展为计算多个相同层的电感。为了计算两个不同层之间的互感，将等式(8)中的距离d作为段中心之间的直线距离。每个单独层的总电感被视为等于相同尺寸的单层电感器的总电感。因此，多层电感器的总电感被认为是每层的总电感和每层之间的互感之和。因此，对于具有N层的线圈，总电感可以被表达为：
跟踪标记的直流(DC)电阻可以用导电迹线(trace)的长度lc、导电材料的电阻率ρc、导电迹线厚度t0以及迹线厚度w的规格近似。
由于跟踪标记以1.5T拉莫尔频率工作，因此在电感耦合期间感应的电流倾向于在导体表面上流动，并且不均匀的电流分布导致有效导体截面积的减小。通过考虑趋肤深度(skin depth)，可以进一步扩展标记电阻的近似值，
通过将趋肤深度合并到(13)中，所得的交流(AC)电阻RAC可以近似为：
因此，可以近似跟踪标记的品质因数。注意，由于来自跟踪标记的放大后的信号取决于品质因数，因此期望降低铜迹线的电阻，这通过使用具有更高的电导率ρc的另一种材料或通过增加迹线厚度w是可行的。
MR跟踪装置可以“现场(on-site)”或“场外(off-site)”制造。MR跟踪装置可以在MRI引导机器人系统及其相关工具的表面/腔上用多材料添加剂制造进行“现场”制造。该过程可以分为几个步骤，首先，可以在所述系统和工具的表面/腔上沉积基础层。第二，可以将导电层喷墨印刷在基础层上，以创建用于无源电子部件(例如，平面螺旋电感器、平行板电容器)的导体。第一步和第二步骤可以重复多次，以创建多层结构以提高装置的紧凑性。最后，将生物相容和MR兼容的材料沉积在制造的结构上用于封装。
MR跟踪装置可以用柔性电子器件(例如，柔性印刷电路板)“场外”制造。该过程包括在柔性塑料基底(例如，聚酰亚胺、PEEK或其他导电聚酯膜)上组装电子电路，并且导体可以是丝网印刷的银和铜。可以使用光刻技术或在聚合物层之间层压薄的铜带来制造柔性印刷电路。通过使用柔性印刷电路板来制造MR跟踪装置，其确保了紧密组装的电子器件封装。
图1是与MRI接收器线圈电感耦合的无线跟踪标记101的示意图。信号源可以是人体组织/流体，或具有氢原子的任何材料。
图2a是设置在中间层202的顶表面和底表面上的具有两个铜板201的柔性印刷电路(FPC)的示意图。如图2b和2c所示，可以按照以下方式制造“场外”MR跟踪装置。可以分别制作两个双层柔性印刷电路(FPC)片。在每个双层FPC片上，铜迹线203可以印刷在聚酰亚胺基底202的相对侧上，并且该两层可以经由镀穿聚酰亚胺基底202的导电孔串联电连接。MR跟踪标记可以设计为两种形式。MR跟踪标记可以包括用于表面安装部件(例如，SMD电容器)的焊接接头204。MR跟踪标记的另一种形式使用其FPC层作为平行板电容器205。除了聚酰亚胺之外，基底可以包括PEEK或其他导电聚酯膜。在铜层的顶部上，在用环氧树脂薄层粘合两个FPC片以形成多层线圈之前，可以进一步覆盖薄的覆盖膜以提供绝缘。
图3是MR跟踪标记的四层设计的示意图。可以利用贯穿所有层的多个通孔301来连接不同层上的导体。图4是具有用于MR跟踪线圈的4层设计的不同的通孔401布置的MR跟踪线圈的替代设计。
如图5所示，MR跟踪标记501是可弯曲的，并且可以附接到弯曲表面，例如附接到可弯曲的导管502。如图6所示，三个无线跟踪标记601安装在具有嵌入式3D形状传感器(例如光纤布拉格光栅(FBG)光纤602)的柔性导管的表面上。
如图7所示，在具有多个无线基准标记的传统的MR装置/运动跟踪装置中，MR跟踪标记和标记信号之间的峰对应关系产生了挑战。如图8所示，利用从FBG光纤获得的3D形状信息，使用从FBG光纤获得的几何布局可以解决峰对应问题。图9显示多个MR跟踪标记位置可以叠加在MR图像上。
图10a是多层线圈的示意图，其中两个双层柔性印刷电路(FPC)片被粘合在一起。可以在聚酰亚胺基底702的相对侧上印刷铜迹线701，并且两层可以通过由导电材料制成并且穿透两个柔性印刷片的通孔703电连接。在用粘合剂705粘合两个FPC片之前，可以施加覆盖膜704以提供绝缘。图10(b)显示示出图10(a)的线圈的几何平均距离(GMD)的定义的示意图。
图11(a)是针导802内的针801的图像，该针导802已被嵌入有两个MR跟踪标记803(仅一个标记可见)。图11(b)是具有显示为亮点的两个跟踪标记的用琼脂凝胶制成的大脑体模的MR图像。可以观察到，在低翻转角处，标记和大脑体模之间的强度信号具有显著差异。图11(c)显示形成在3D重建大脑体模顶部上的标记的虚拟增强图像。图11d显示嵌入有跟踪标记902的3D打印的3mm导管901。小形状因数使得能够简单地开发新的介入工具。
图12是集成在3D打印导管上的跟踪标记的散射测量的曲线图，并显示了具有3dB带宽的品质因数测量。
图13a是矢状面(跟踪标记的横截面)的EM场模拟。图13b是具有MR跟踪标记的
图14是多层平面螺旋电感器的测量阻抗和FEM模拟阻抗的曲线图。结果显示从1到100MHz的良好对应性。垂直虚线指示1.5T拉莫尔频率。
图15a的图像的左侧是安装在填充有琼脂凝胶的3D打印块上的无线跟踪标记，以及右侧是具有用放大信号表示邻近1H原子的亮点的MR图像。图15b是跟踪标记相对于其到等中心点的距离的计算的3D位置误差的曲线图。该数据用在零点截距的实线拟合。短虚线指示95％置信区间。
图16是在15分钟FSE内MR跟踪标记的温度测量的曲线图。光学温度计的温度探头直接附接到跟踪标记的多层电感器L。图17是多层电感器的示例设计规格的图表。
可以从两个不同的角度将MR跟踪装置合并到MR引导机器人系统中，即MR引导机器人系统的机器人运动学控制以及在人机界面上叠加的位置信息。
MR跟踪装置使得能够实时跟踪MRI引导机器人系统及其相关联的介入工具的几何定位。位置信息可以反馈到机器人控制系统以形成闭环位置控制器，以提供具有更高的准确度、精密度和鲁棒性的操纵。机器人系统的运动学控制不仅对于精密控制很重要，而且对于确保实际操作中的安全操纵也很重要。
MR跟踪装置使得能够在人机界面中显示MRI引导系统的几何位置。该信息可以可视化地叠加在实时扫描的MR图像上，从而在人体组织和机器人系统的主体以及介入工具之间提供直观的可视化。
MRI脉冲序列使得快速成像技术能够通过人机界面针对特定处方描绘体内解剖结构。使用具有多个接收器的多通道线圈来采集信号，多通道线圈可以实现并行成像以进一步减少总的扫描时间。来自MRI扫描仪的嵌入有物理坐标的重建图像被发送到人机界面，以进行实时可视化并覆盖跟踪线圈的位置，从而允许用户定义目标位置并监测针的位置。
在另一方面，本发明在全向位置感测中使用平面螺旋线圈。在该实施例中，如图19中所描绘的，应用了三个或更多个标记以提供对定向具有可忽略的依赖性的3D位置跟踪。以下讨论涉及MRI扫描仪中标记所面临的定向问题。
在发射模式中，MR扫描仪的RF发射器线圈从两个正交通道发射圆偏振场B1+，该圆偏振场B1+具有幅值相等但相位差为90°的两个分量B1,x和B1,y。B1+场使净磁化强度以翻转角α旋转离开B0。当B1+场通过标记时，它会在电感器部件上感应出线偏振磁通量φm，从而产生感应电流Ii。
φm＝-iQmB1+·AS
其中Qm是标记电路的品质因数，A是标记的电感器表面积，以及S是表面法向量。来自标记的附加通量放大周围自旋的翻转角α。因此，在RF接收模式中，来自标记的周围自旋的MR信号也会在电感器处生成线偏振磁通量。线偏振磁通量可以电感耦合至MRI RF接收线圈。因此，在测量阶段，在标记处生成的总的磁通量为2φm。该附加磁通量导致由标记的RF灵敏度曲线限定的正性造影的良好区分区域。当跟踪标记放置在扫描仪内部时，只有与标记表面法向量S平行的B1+和B1-分量有效以生成通过其电感器的电流。请参见图18，当S在X-Y平面上时，理论上信号是恒定的，因为通过标记表面的有效通量是相同的。但是，当表面法向量S在X-Z平面上且与x轴成θ角时，有效通量变为
φm＝-iQmB1+·Acos(θ)
当θ＝90°时，有效B1+场变为零，并且无法实现信号增强。
图19描绘了全向跟踪标记设计，其具有均匀地缠绕在直径3mm的导管表面上的三个弯曲的共振电路，以使电路的3个表面法向量S1-3共享相同的质心，并且在同一平面内相隔120°。注意，尽管图19的装置由三个标记创建，但是可以使用大于三的其他奇数(例如5、7、9)个标记。
为了证明沿3个轴的灵敏度，开发了具有弯曲表面的B1场的面积分。
将B1场作为：
B＝cosθx+sinθy
1.轴向轴线//Z
对于从0至360的θ，标记1上的通量积分：
ΦB＝3.46LR
总的通量积分＝单个*3
2.轴向轴线//X且//Y
ΦB＝3LR
结果，信号灵敏度在所有方向上或多或少都相同。根据互易原理(principle ofreciprocity)，在接收模式中通量积分大约增加一倍。
单片FPC弯曲标记
如图21a所示，为每个共振电路提供单片柔性印刷电路(FPC)结构。如上所述，在每个单独的共振电路内部，平面螺旋电感器和平行板电容器串联连接。电感器是通过将两层导电铜路布置成平面螺旋回路而形成的，并且它通过将通过它的通量转换为电流来工作。平行板电容器(图21a)通过将介电层夹在FPC两侧的两个导电板之间来形成。该架构是单片结构，其中电感器和电容器在制造期间彼此连接，并且不需要额外的手动制造。如图21b所示，螺旋层通过通孔互连。使用标准的FPC制造技术来电镀铜作为导电层，并且使用聚酰亚胺作为介电常数为3.4的介电层。所制造的共振电路以平面形式的总尺寸为2.8mm×5mm。
请注意，标记的共振频率对机械尺寸敏感，其中电介质厚度的变化会导致共振频率的变化。因此，标记的共振频率可能会略有不同。
装置的分析和建模
如图19以及图20a和20b所示，当将共振电路缠绕在圆柱体上时，电路的机械结构的改变将导致其电气特性的改变。因此，弯曲形状的共振频率不同于平面形状。为了设计在电感和电容之间精确匹配的电路，有必要了解标记的电气特性和几何布局之间的关系。
每个平面螺旋电感器均设计为正方形，并且具有相等的长度和宽度。对于给定的表面积，匝数的增加可以使电感的增加大于电阻的增加，因此增加有助于MR信号放大的品质因数。因此，根据FPC制造极限(2.4密耳)使匝数最大化，直到其到达中央通孔(图21b)。然而，公式无法准确地对两层之间的互耦建模并且在可弯曲状态下无效。
使用HFSS(美国匹兹堡市Ansoft公司的HFSS)进行了全波电磁模拟，以估计在各种电磁环境下所定义的结构的RF特性。利用有限元分析，可以提供弯曲曲率和电感之间的关系的定量估计。
制造了具有不同的几何布局的多个电感器以验证FEA模拟结果。
在双层电感器制造后，通过使用矢量网络分析仪(美国是德科技(KeysightTechnologies)的E5071A)对S11反射系数进行测量以对其进行电气表征。电感器的阻抗可以使用单端口测量从反射系数Γ转换而来：
其中，Zo是50欧姆的参考阻抗，以及Γ是所测量的跟踪标记的反射系数。
所计算出的阻抗进一步转换为多层电感器的电感和品质因数。
弯曲电容器分析：
输入：介电常数、介电层厚度、平行板面积。
为了完成共振电路，根据以下等式提供电容器的合适的电容：
制造了宽度与上述设置相似的多个电容器以验证FEA模拟。可以看出，随着弯曲曲率的增加，电容减小。
互耦：
当两个标记相邻放置时，它们之间的磁通耦合会向标记引入附加电感，从而导致共振频率偏移。尽管可以通过在标记之间插入间隙来最小化这种耦合，但是它将减小电感器的尺寸，从而导致共振频率的另一改变。
共振频率的偏移通过调整电容器尺寸来补偿。FEA用于估计互耦效应并计算所需的电容器尺寸。
本发明包括但不限于以下示例性实施例。
实施例1.一种用于三维位置跟踪的磁共振成像电感耦合无线跟踪标记，包括至少第一和第二导电平面线圈，该线圈的共振频率对应于磁共振成像扫描仪的拉莫尔频率，每个线圈形成螺旋电感器，该至少第一和第二平面线圈彼此耦合以在该至少第一和第二平面线圈之间提供互耦效应。电容器连接到每个平面线圈，并且每个平面线圈由磁共振成像兼容的非铁磁性材料形成。
实施例2.根据实施例1所述的装置，其中，柔性印刷电路板包括聚酰亚胺、聚醚醚酮(PEEK)或其他导电聚酯膜。
实施例3.根据实施例1-2中任一项所述的装置，其中，多个平坦的平面螺旋包括铜、金、银或其他非铁磁性材料。
实施例4.根据实施例1-3中任一项所述的装置，其中该装置包括四层平坦的平面螺旋。
实施例5.根据实施例1-4中任一项所述的装置，其中该装置连接至光电二极管或光敏电阻器。
实施例6.一种制造MR跟踪装置的方法，该方法包括：
在MRI引导机器人系统的表面/腔上沉积基础层；
在非铁磁性材料上印刷导电层以形成用于无源电子部件的导体；
重复非铁磁性材料的沉积以及印刷，以形成多层结构；以及
将多层结构封装在生物相容和磁共振兼容的材料中。
实施例7.根据实施例6所述的方法，其中，该基础层包括聚酰亚胺、聚醚醚酮(PEEK)或其他导电聚酯膜。
实施例8.根据实施例6-7中任一项所述的方法，其中该导电层包括铜。
实施例9.一种制造MR跟踪装置的方法，该方法包括：
提供多个双层柔性印刷电路片；
在每个柔性印刷电路片的每一侧上印刷非铁磁性材料轨道(track)；
通过包括非铁磁性材料的多个通孔电连接轨道；
将每个柔性印刷电路片封装在生物相容和磁共振兼容的材料中；以及
用粘合剂将柔性印刷电路片粘合在一起以形成多层线圈。
实施例10.根据实施例9所述的方法，其中柔性印刷电路片包括聚酰亚胺、聚醚醚酮(PEEK)或其他导电聚酯膜。
实施例11.根据实施例9-10中任一项所述的方法，其中非铁磁性材料是铜。
实施例12.根据实施例9-11中任一项所述的方法，其中粘合剂是环氧树脂粘合剂。
实施例13.一种确定具有动态/变化的几何布局的多个MR跟踪标记的位置的方法，该方法包括：将多个跟踪标记附接到3D形状传感器；其中，多个跟踪标记的几何布局是从来自3D形状传感器的测量获得的；以及其中，所获得的几何布局在反向投影计算过程期间提供唯一的解决方案。
实施例14.根据实施例13所述的方法，其中，3D形状传感器可以是FBG光纤或应变仪。
通过以说明的方式给出的以下示例，可以对本发明及其许多优点有更好的理解。以下示例说明了本发明的一些方法、应用、实施例以及变体。当然，它们不应被认为是对本发明的限制。可以相对于本发明进行许多改变和修改。
为了从解析近似中验证MR跟踪标记的电气特性，使用具有更精确的估计的电磁场模拟(美国匹兹堡市Ansoft公司的HFSS)。HFSS软件是基于有限元分析来预测在电磁环境下定义的结构的全波性能，并且在63.87MHz(1.5T拉莫尔频率)下实施。模拟设置包含放置在空气体模(长9毫米，宽5毫米以及高8毫米)内的MR跟踪标记。在多层电感器的端子处施加63.87MHz的1W连续波信号的激励。相对于跟踪标记中心的轴向和矢状切片计算灵敏度曲线。
通过使用沿x、y和z梯度轴产生三个1D投影的跟踪脉冲序列测量无线基准标记位置。在实验中，利用具有8个接收通道的头接收器线圈，并且同时将来自基准标记的磁通量电感耦合至所有通道。在实验设置中，使用8个通道上的平方和(SOS)信号。可以观察到，从沿x轴的单个投影清楚地显示两个峰，这归因于附接在针导上的2个标记。沿y轴和z轴都可以观察到相似数量的峰。
根据ASTM协议(ASTM F2182-09)对MR跟踪标记的RF感应发热进行评估，该协议涵盖在MRI期间在无源植入物及其周围上或附近的RF感应发热的测量。用荧光温度传感器记录MR跟踪标记的温度，该荧光温度传感器以33Hz的采样率经由光纤连接到测量记录单元(加拿大OSENSA的PRB-MR1-10M-STM-MRI)。测量记录单元被定位在MRI控制室内，并且光纤穿过波导被馈送至扫描仪室。然后将跟踪标记定位在填充有琼脂凝胶的体模上。
用带有集成的头线圈(接收)的1.5T MRI扫描仪(美国威斯康星州沃基肖(Waukesha,WI,USA)的通用电气医疗集团(GE Healthcare)的Signa HDx，软件版本16.0_V02)执行快速自旋回波成像(TE＝7.16ms，TR＝400ms，ETL＝14，切片厚度＝10mm，矩阵＝256x 256，FOV＝410×410mm，翻转角＝90°)。该序列进行约15分钟，并且产生的平均全身比吸收率(SAR)为2W/kg。
示例1-线圈参数和特性
具有495nH电感的多层平面线圈制造完成后，将其焊接到12pF非铁磁性电容器(日本，村田(Murata))，以实现在1.5T拉莫尔频率的共振频率。所测量的S12如图12所描绘的。可以看出，一个峰值位于63.89MHz，通过共振频率除以3dB带宽计算出的品质因数为27。
示例2-微型线圈EM有限元分析
在绝缘针引导上的MR基准标记的
示例3-MR跟踪测试
在1.5T GE Signa扫描仪中测试MR跟踪标记。如图15a所示，无线跟踪标记安装在步长为8mm的标准的16×16乐高(Lego)板上。该设置被放入具有标准的8接收器成像头线圈的临床1.5T MRI扫描仪(美国威斯康星州沃基肖(Waukesha,WI,USA)的通用电气医疗集团(GE Healthcare)的Signa HDx，软件版本16.0_V02)中，并通过使用定位激光器与扫描仪坐标系统对齐。MRI图像通过具有针对梯度非线性的梯度变形校正的梯度回波(GRE)序列(TE＝5.75ms，TR＝125ms，切片厚度＝3mm，矩阵340×340，翻转角＝1°，FOV＝240×240mm，像素间隔＝0.4688mm)获得。
使用子像素定位方法从MRI图像中获取无线标记的准确度和精密度，其中使用强度线性插值(ILI)方法来计算标记位置。该方法最初找到具有一半的最大强度的两个像素值，然后插值以找到沿该维度的位置。在等中心点拍摄三十个图像，并对其平均作为参考图像用于以后的比较。分别沿乐高板的x和y方向以16mm的步长拍摄6个图像，用于在MATLAB中的后处理。请注意，通过利用沿三主轴的短的1D投影，可以相当的准确度和精密度实现35ms的较短跟踪更新时间。这种跟踪脉冲序列可以与成像脉冲序列交错以实现同时的成像和跟踪。
为了分析多层标记的跟踪性能，选择具有最高峰噪比的来自接收器通道的MR图像。使用具有强度线性插值的子像素定位方法分析在等中心点处使用MR跟踪标记拍摄的前30个MR图像。通过标准偏差表示的固有精密度为0.12毫米(0.26像素)。准确度测量的结果在图15b中给出。该曲线图显示预期位置和测量位置之间相对于标记到等中心点的距离的计算的2D位置差异。在MATLAB中使用曲线拟合工具可以将拟合的实线近似为y＝0.01·x。位置误差的增加可以通过MRI扫描仪创建的磁场的不均匀性来解释。此外，可以看出，实际值分散在实线周围，并且独立于标记距等中心点的距离。可以看出，无线标记跟踪的准确度类似于有源线圈跟踪，其中跟踪脉冲序列设计和成像平面的不均匀性对位置误差的贡献最大。
如图11所示，在我们当前的研究中，开发了两个应用。如图11b所描绘的MR图像的内部，可以可视化并跟踪嵌入有两个无线跟踪标记的3D打印的塑料针导。如图11d所描绘的，跟踪标记还可以通过附接至表面来为
示例4–无线标记RF安全
根据ASTM协议(ASTM F2182-09)对MR跟踪标记的RF感应发热进行评估，该协议涵盖在MRI期间在无源植入物以及其周围上或附近的RF感应发热的测量。用荧光温度传感器以33Hz的采样率记录MR跟踪标记的温度，该荧光温度传感器经由光纤连接到测量记录单元(加拿大OSENSA的PRB-MR1-10M-STM-MRI)。测量记录单元被定位在MRI控制室内，并且光纤穿过波导被馈送至扫描仪室。然后将跟踪标记定位在填充有琼脂凝胶的体模上。用带有集成的头线圈(接收)的1.5T MRI扫描仪(美国威斯康星州沃基肖(Waukesha,WI,USA)的通用电气医疗集团(GE Healthcare)的Signa HDx，软件版本16.0_V02)执行快速自旋回波成像(TE＝7.16ms，TR＝400ms，ETL＝14，切片厚度＝10mm，矩阵＝256x 256，FOV＝410×410mm，翻转角＝90°)。该序列进行约15分钟，并且产生的平均全身比吸收率(SAR)为2W/kg。
如图16所示，根据ASTM协议执行的RF温度测试的整个持续时间期间，最大记录的温度上升(在电感器的定位测量)为0.08℃，并且不超过0.6℃的温度限值。
示例5：方向独立装置
在确定所需的电容器长度后，通过将其并联连接来单片地制造共振电路。制造了多个测试跟踪标记以评估其RF特性，从而评估其在MRI下的性能。将矢量网络分析仪与耦合到标记的无线拾取线圈一起使用，以计算传输系数(S12)。捕获加载和加载的特征。该标记被设计为以1.5T拉莫尔频率(f0＝63.87MHz)工作。
跟踪标记在任何方向上均与MRI扫描仪RF线圈均匀耦合。为了证明方向独立性，用体模实验测试标记的方向。标记相对于三维轴的方向以5°的步长从0°至90°变化。通过感兴趣区域中的平均信号强度来计算标记的信号强度。
应当理解，本文描述的示例和实施例仅用于说明目的，并且鉴于此的各种修改或改变将被建议给本领域技术人员，并且将被包括在本申请的精神和范围内。
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