具体实施方式

准确呼吸参数测量对MR成像中的呼吸门控很重要。本发明人已经认识到，需要改进的呼吸监视系统以用于MR成像中，诸如用于生成呼吸信号。本发明人已经认识到，传统风箱呼吸传感器是不可取的，因为它们可能使患者不舒服并要求附加临床医生时间来在成像之前将带与风箱传感器放置在患者身上。

本发明人已经认识到，需要可靠非接触呼吸传感器，该非接触呼吸传感器集成到MRI系统中并在不需要将任何传感器附接到患者且不要求进行MR成像的临床医生进行任何附加设置或接合的情况下就能操作。因此，本发明人已经开发了所公开的运动传感器系统，该运动传感器系统被配置为检测患者的呼吸运动，并且还可被配置为检测其他类型的患者运动。运动传感器系统包括共振线圈和驱动器-接收器，诸如感应耦合到共振线圈的耦合环。在一个实施方案中，耦合环被配置为生成驱动RF信号以激励共振线圈来辐射具有预限定的共振频率的磁场，并且耦合环还从共振线圈接收反射RF。基于反射RF信号，可导出呼吸信号。例如，可基于共振线圈的反射系数(S11)随时间的变化来确定呼吸信号。在其他实施方案中，可利用不同驱动方法，诸如经由直接连接。在直接驱动实施方案中，共振线圈经由与电压源的连接而被直接地驱动，并且对S11的感测是通过相同直接驱动连接来实现。这里，驱动器-接收器物理地连接到线圈的一个端部，诸如在中心处。

本发明人已经认识到，利用HF共振器的现有技术非接触运动检测系统因所利用的小灵敏度区域和小磁场而对检测患者呼吸是不可靠的。此外，现有技术呼吸系统未集成到MR成像系统中，诸如未集成到工作台中，并且因此可能要求临床医生的定位和/或其他介入，以便为要被成像的患者、特别是为较重的患者或呼吸方式异常的患者(胸部呼吸对腹部呼吸)设置运动感测系统，并且/或者现有系统要求使用专门接收器线圈，该专门接收器线圈被结合和设计成围绕非接触运动传感器系统。

鉴于相关技术中的前述挑战，本发明人开发了所公开的系统，该系统生成比现有技术系统具有更大的穿透深度和更大的灵敏度区域的RF磁场。在一个实施方案中，运动传感器系统包括一个或多个传感器，该一个或多个传感器集成到MR系统的工作台中并生成足够大的磁场以在MR成像期间可靠地测量患者呼吸。例如，非接触传感器可被配置为使得它们可从在患者与传感器线圈之间的大约4英寸至6英寸的测量距离可靠地测量患者呼吸，其实施方案在本文中被充分地描述。传感器可位于工作台上的各个位置处并能够根据患者在工作台上的位置(即，头先或脚先)和/或要执行的成像类型选择。

参考图1，示出了根据一个实施方案的示例性MRI系统100的示意图。MRI系统100的操作由操作者工作站110控制，该操作者工作站包括输入设备114、控制面板116和显示器118。输入设备114可以是操纵杆、键盘、鼠标、轨迹球、触摸激活屏、语音控制或任何类似或等效的输入设备。控制面板116可以包括键盘、触摸激活屏、语音控制、按钮、滑块或任何类似或等效的控制设备。操作者工作站110耦合到计算机系统120并且与之通信，该计算机系统使得操作者能够控制显示器118上图像的产生和观看。计算机系统120包括经由电和/或数据连接122彼此通信的多个部件。计算机系统连接122可以是直接有线连接、光纤连接、无线通信链路等。计算机系统120的部件包括中央处理单元(CPU)124、存储器126和图像处理器128，该存储器可包括用于存储图像数据的帧缓冲器。在另选的实施方案中，图像处理器128可由在CPU 124中实现的图像处理功能替换。计算机系统120可以连接到档案媒体设备、永久或备份存储器或网络。计算机系统120耦合到单独的MRI系统控制器130并且与之通信。

MRI系统控制器130包括经由电和/或数据连接132彼此通信的一组部件。MRI系统控制器连接132可以是直接有线连接、光纤连接、无线通信链路等。MRI系统控制器130的部件包括CPU 131、脉冲发生器133、收发器135、存储器137和阵列处理器139，该脉冲发生器耦合到操作者工作站110并与之通信。在另选的实施方案中，脉冲发生器133可集成到MRI系统100的共振组件140中。MRI系统控制器130耦合到操作者工作站110并从该操作者工作站接收命令，以指示在MRI扫描期间要执行的MRI扫描序列。MRI系统控制器130还耦合到梯度驱动器系统150并与之通信，该梯度驱动器系统耦合到梯度线圈组件142，以在MRI扫描期间产生磁场梯度。

脉冲发生器133还可从生理采集控制器155接收数据，该生理采集控制器从连接到经受MRI扫描的对象或患者170的多个不同传感器接收信号，包括呼吸信号和/或心动信号(例如，ECG信号)。并且最后，脉冲发生器133耦合到扫描室接口系统145并与之通信，该扫描室接口系统从与共振组件140的状况相关联的各种传感器接收信号。扫描室接口系统145还耦合到患者定位系统147并与之通信，该患者定位系统发送和接收信号以控制工作台171的移动。工作台171是能够控制的，以将患者移入和移出孔146并将患者移动到孔146内的期望位置，以进行MRI扫描。

MRI系统控制器130向梯度驱动器系统150提供梯度波形，该梯度驱动器系统包括G_X、G_Y和G_Z放大器等。每个G_X、G_Y和G_Z梯度放大器激励梯度线圈组件142中的对应梯度线圈，以产生用于在MRI扫描期间对MR信号进行空间编码的磁场梯度。梯度线圈组件142包括在共振组件140内，该共振组件还包括具有超导线圈144的超导磁体，该超导线圈在操作中提供贯穿孔146的均匀纵向磁场B₀或被共振组件140包围的开放圆柱形成像体积。共振组件140还包括RF体线圈148，该RF体线圈在操作中提供贯穿孔146的横向磁场B₁，该横向磁场大致垂直于B₀。共振组件140还可以包括RF表面线圈149，用于对接受MRI扫描的患者的不同解剖结构成像。RF体线圈148和RF表面线圈149可以被配置为在发射和接收模式、发射模式或接收模式下操作。

接受MRI扫描的对象或患者170可以定位在共振组件140的孔146内。MRI系统控制器130中的收发器135产生由RF放大器162放大的RF激励脉冲并通过发射/接收开关(T/R开关)164来提供给RF体线圈148和RF表面线圈149。

如上所述，RF体线圈148和RF表面线圈149以及/或者一个或多个相控阵列(PA)线圈150可用于发射RF激励脉冲和/或接收来自经受MRI扫描的患者的所得的MR信号。例如，PA线圈150可位于在患者170下方的工作台中，诸如位于在患者的躯干170a下方的区域中。由经受MRI扫描的患者体内的受激核发出的所得的MR信号可由RF体线圈148、RF表面线圈149或PA线圈150感测和接收。线圈148、149和150中的每者通常包括相应T/R开关，并且每者通常包括T/R功能和在表面线圈/PA线圈其本身内的前置放大器。因此，该系统中包括了多个T/R开关，其统称为T/R开关164。类似地，可包括多个前置放大器，其统称为前置放大器166。放大的MR信号在收发器135的接收器部分中被解调、滤波和数字化。适当的T/R开关164由来自脉冲发生器133的信号控制，以在发射模式期间将放大器162电连接到适当的线圈148、149、150和在接收模式期间将对应前置放大器166连接到线圈148、149、150。由RF体线圈148或PA线圈150感测和接收的所得的MR信号被收发器135数字化并传送到MRI系统控制器130中的存储器137。

当对应于接收的MR信号的原始k空间数据阵列已经被采集并临时存储在存储器137中，直到数据随后被变换以创建图像时，MR扫描完成。对于每个要重建的图像，该原始k空间数据被重新布置成单独的k空间数据阵列，并且这些单独的k空间数据阵列中的每一个被输入到阵列处理器139，该阵列处理器139操作以将数据傅立叶变换成图像数据的阵列。

阵列处理器139使用已知的变换方法，最常见的是傅立叶变换，以从接收的MR信号创建图像。这些图像被传送到计算机系统120，在那里它们被存储在存储器126中。响应于从操作者工作站110接收到的命令，图像数据可以存档在长期存储器中，或者可以由图像处理器128进一步处理并且传送到操作者工作站110以在显示器118上呈现。在各种实施方案中，计算机系统120和MRI系统控制器130的部件可以在相同计算机系统或多个计算机系统上实现。

运动传感器11集成到共振组件140中，以感测患者的运动。所检测到的运动信息可用于控制和优化成像，诸如用于基于所检测到的周期运动来辅助MR图像捕获和/或通过避免因患者运动而引起的图像退化来以其他方式改进图像质量。运动传感器11生成磁场，通过该磁场可检测患者的运动，如下文所描述。该运动信息被提供给生理采集控制器(PAC)155，该PAC将关于患者的周期和/或其他运动的信息提供给脉冲发生器133。例如，PAC控制器155可生成被格式化以用于触发由MRI系统控制器130执行的MR图像数据采集的呼吸信号。

参考图2，示出了工作台171，其示意性地示出结合在其中的示例性运动传感器系统10。工作台171在孔146的外部，并且能够移入孔146中，以便进行患者成像。工作台171具有用于支撑要被成像的患者170的顶表面171a。在所描绘的示例中，工作台包括位于顶表面171a下方的PA线圈150。在所描绘的示例中，两个运动传感器11a和11b位于PA线圈下方并被配置为感测患者的运动。在其他实施方案中，运动传感器11a、11b可位于系统140中的其他地方，诸如在顶表面171a正下方或相对于患者的其他地方，诸如在孔146中的患者的侧面或上方。

每个运动传感器11a、11b包括共振线圈16a、16b和对应耦合环18a、18b。每个耦合环18a、18b被配置为生成驱动RF信号以激励对应共振线圈16a、16b来辐射具有预限定的共振频率的磁场。耦合环18a、18b被进一步配置为从对应共振线圈16a、16b接收反射RF信号。在其他实施方案中，可利用不同驱动方法，诸如经由直接连接的驱动器/接收器。在直接驱动配置的情况下，还将通过直接驱动连接来实现对S11的感测。在一个这样的实施方案中，SRS线圈36可由彼此旋转180度交错的两个螺旋元件组成。每个交错螺旋元件具有中心端和外端。可使用电压源直接地驱动最靠近线圈36的中心的端部，以便激励SRS线圈以生成磁场。接收RF信号和从其感测S11也将通过直接连接来完成。因此，在直接驱动实施方案中，可消除耦合环。

每个运动传感器11a、11b被定位成使得患者170的相关部分相对于传感器11a、11b在强磁场的区域内。在呼吸运动由运动传感器11a、11b检测的情况下，运动传感器11a、11b被定位成使得患者170的躯干170a的至少一部分在足够强的磁场的区域内，使得可检测到因呼吸而引起的躯干170a的运动。可测量磁场、即H场的由患者的在该场内的组织的吸收的变化导致的时变负载，并且其对应于呼吸周期。

在一个实施方案中，此变化通过测量由耦合环18a、18b发出到共振线圈16a、16b中的RF源功率的反射系数(S11)来检测。反射系数S11表示从共振线圈16a、16b反射了多少功率，这将受患者因呼吸而引起的吸收的变化的影响。因此，可基于在呼吸周期内反射系数的变化来确定呼吸信号。

在图2处的实施方案中，包括两个运动传感器11a、11b。在其他实施方案中，可仅包括一个运动传感器11，或者可包括多于两个运动传感器11。运动传感器11a、11b中的一个或多个运动传感器是能够经由开关20选择的。在所描绘的示例中，通过将相应耦合环18a、18b连接到控制器(在该示例中为PAC控制器155)，能够选择运动传感器11a或11b中的仅一个运动传感器。适当的运动传感器11a或11b基于要成像的患者的方向(即，患者是头先还是脚先定位来移入孔146中)来选择。在该示例中，运动传感器11a被定位为更靠近工作台171的前端172(先进入孔的端部)，并且运动传感器11b被定位为更靠近工作台171的后端173(后进入孔的端部)。如果患者是头先定位的，则将利用运动传感器11a，其中患者的头部在工作台171的前端172处。具体地，运动传感器11a被定位成使得其当患者头先朝向孔146定位时与患者的躯干170a对准。另选地，如果患者脚先朝向孔146定位，则可经由开关20选择运动传感器11b，该运动传感器被定位成当患者在脚先位置时与患者的躯干170a对准。

在一个示例中，可基于要被成像的患者170是头先还是脚先定位来控制通过开关20对适当的运动传感器11a或11b的选择。患者位置是例如通过MRI系统控制器130已知的，并且是用于MRI系统100内的多个控制目的的参数。在一个实施方案中，致动开关20以控制对运动传感器11a或11b的选择可通过在驱动信号同轴电缆上提供预限定的DC偏置来执行，其中不同的预限定的DC偏置与每个运动传感器11a和11b相关联。

运动传感器11a和11b连接到控制器155，诸如经由同轴电缆22。在一个示例中，控制器155是PAC控制器155，其包括呼吸检测子控制器24，该呼吸检测子控制器包括用于对由运动传感器11a、11b提供的模拟反射仪测量值进行滤波和数字化的电路和用于处理数字化信号以便生成可用于控制MR图像采集的呼吸信号的软件。

图3至图5A和图5B以及图7描绘了运动传感器11的示例性实施方案。图3描绘了其中共振线圈16是自共振螺旋(SRS)线圈36的一个实施方案。在其他实施方案中，共振线圈16可由更靠近地接近患者170的背后定位的圆形线圈或空气线圈替代。在一个实施方案中，自共振螺旋因其多匝性质而提供用于更大H场生成，其中调谐电容由在螺旋的匝之间的分布电容主导。例如，这允许SRS线圈36比其他类型的共振线圈更远离患者定位，同时仍然提供对足够灵敏以提供对患者呼吸的良好检测的磁场的患者负载的有用检测。以低于质子扫描的频率或拉莫尔频率的频率驱动具有多个匝的SRS线圈36，以产生具有进入扫描仪对象中的大穿透深度的强H场，该强H场将不形成对MR成像的干扰。

参考图7，特别地，当由耦合环所生成的驱动RF信号激励时，SRS线圈36具有低源阻抗，其中H场主导近场环境。近场66的深度(以米计)可通过以下公式进行估算：

场以1/r3的速率衰减，其中r是归一化为λ/2π的距源的距离。如下文更详细地解释的，当源频率较低时，RF磁场将具有较大穿透深度。

图3描绘了SRS线圈36的一个实施方案。示例性SRS线圈36在包括线圈的导体或导线的第一端部37和第二端部38之间包括13匝。在该示例中，圆形线圈一直都是间隔开的，其中间距S是影响共振频率和H场量值的另一个参数。在其他示例中，并且根据应用，可利用不同匝数和/或不同间距，并且间距可根据SRS线圈36的形状而变化。例如，对于椭圆形线圈，间距将根据围绕线圈的中心的旋转角度并根据椭圆的偏心度而变化。例如，本发明人已经认识到，根据所期望的共振频率和所需要的H场量值(例如，这可根据在工作台内的放置)，各种匝数诸如10匝至15匝可能是合适的。在图3处的示例中，SRS线圈36是椭圆形的。在其他实施方案中，可使用不同形状。图5B描绘了另一个示例，其示出了椭圆形SRS线圈36的示例性尺寸。对于给定激励电流，椭圆形自共振螺旋线圈将生成更强磁场。此外，椭圆形线圈可具有附加优点，即，它可安装在较窄空间中，这对将传感器11安装在工作台171的拥挤空间中可能是有益的。

耦合环18感应耦合到SRS线圈36或其他共振线圈16。耦合环18被配置为生成驱动RF信号以激励SRS线圈来以预限定的频率辐射磁场。在一个实施方案中，希望使用27MHzSRS线圈36，因为该SRS线圈因其多匝性质而提供用于大H场生成，其中调谐电容由在螺旋的匝之间的分布电容主导。27MHz有益地在工业、科学和医学(ISM)频带内。在其他实施方案中，可利用不同的预限定的共振频率，其可为不同ISM频带频率。为了提供一个示例，预限定的共振频率可在26.975MHz与27.283MHz之间的ISM频带中，或者可在40.66MHz与40.7MHz之间，或者在又一些实施方案中，可在13.553MHz与13.567MHz之间。在其他实施方案中，预确定的共振频率可为不同的和/或在那些ISM频带之外。在某些示例中，利用低于质子扫描频率的频率的预确定的共振频率可能是有益的。

耦合环18还从SRS线圈36接收反射RF信号，使得可通过测量因患者针对该RF H场所承受的负载的变化而引起的反射RF信号的变化来检测呼吸或其他患者运动。例如，当患者呼吸时，由SRS线圈36反射的功率量将改变。在一个实施方案中，基于SRS线圈36的反射系数S11来确定运动信号，诸如呼吸信号。在图4处的所描绘的实施方案中，双对数功率检测集成电路结合定向耦合器使用来测量以27MHz递送的反射功率(即，反射RF信号)除以正向功率(即，驱动RF信号)。然后，可根据以下公式计算反射系数S11：

S11＝log 10(P_refl)-log 10(P_drv)

图4描绘了用于基于反射RF信号的变化来检测患者运动的耦合板40的一个实施方案，该耦合板包括耦合环和耦合电路41。耦合环18例如是具有指定直径d_cl的圆形环。仅提供一个示例，耦合环18的直径d_cl可为50mm，并且在耦合环18的端部之间的间隙g_cl可为例如5mm。耦合电路41包括阻挡网络43，该阻挡网络阻挡除处于27MHz的共振频率或预限定的共振频率之外的其他共振频率。还包括晶格平衡-不平衡电路45，其将环的差分输出转换为单端同轴馈线。晶格平衡-不平衡可有效地使传感器组件对频移不敏感。还包括滤波电路47，诸如双工器，以在将所输出的反射仪测量信号传输到控制器155之前对其进行滤波。所得的信号被提供给插口49诸如同轴连接器。

图5A描绘了示例性传感器11组件，其包括耦合板40，该耦合板能够以预限定的耦合距离连接到保持SRS线圈36或其他共振线圈16的线圈板30。耦合板40和线圈板30由诸如由泡沫或其他材料制成的间隔件51分开，该间隔件不干扰耦合环18与线圈16、36之间的感应耦合。例如，耦合板40可与线圈板30间隔开例如3/16英寸。耦合距离或在耦合环18与线圈16、36之间的间距控制K耦合因数。耦合板40和线圈板30诸如经由连接点53连接在一起，由间隔件51分开，从而限定并维持耦合距离。

图5B描绘了示例性椭圆形SRS线圈36，其是由1mm铜线形成的13匝椭圆形自共振螺旋。该螺旋约110mm宽且约160mm长，并且具有约7.5mm的中心空间。线圈内间距S从窄侧(宽度)的约4mm到较长侧(长度)的约6mm变化。在某些实施方案中，可包括一对调谐元件32以调谐SRS线圈36的电容。调谐元件是导电材料的贴片，其当被适当地放置和调整尺寸时提供用于略微地调整在SRS线圈的匝之间的总分布电容。例如，调谐元件32可由铜或其他导电金属形成，并且其尺寸被设定成使得线圈36在其在工作台中的安装位置处或针对每个特定工作台配置的共振频率是完全地正确的。例如，调谐元件32可位于线圈板30的与SRS线圈36相反的一侧上。

图6A描绘了根据本公开的由传感器11生成的呼吸信号60的一个实施方案。如可看出，呼吸信号60本质上是大致周期性的，并且表示患者的呼吸运动，即，当患者呼吸时患者胸部的膨胀和收缩。呼吸信号60可用于诸如经由呼吸门控来控制MR图像捕获。可基于线圈16、36的反射系数的变化来导出呼吸信号60。图6B是示例性传感器11的反射系数S11的图。

反射系数S11因患者呼吸而变化，这在图6B的图中得到证实。线62示出了在吸气结束时的S11，其中肺充满了气体，而线63显示了在呼气周期结束时的S11。因此，通过跟踪S11，就可跟踪反射系数、呼吸周期。

图7是共振线圈16、36的示意图并描绘了YZ切割平面中的H场图案。H场主导在共振线圈16、36周围的环境。其中磁场最强的近场66的深度根据上述公式以米计来进行估算。在27MHz下的近场的深度将大于在较高频率诸如240MHz下的近场深度。当源频率较低时，RF磁场将具有较大穿透深度。例如，在240MHz下的近场深度为约4cm，而在27MHz下的深度增加到约88cm。因此，与利用处于240MHz的共振线圈的情况相比，在27MHz下，传感器11可更远离患者定位。来自线圈的电场将以1/r2的速率衰减。线圈的电场将与组织的电导率相互作用，并且可与用于实现线圈的共振调谐的分布电容相互作用。安匝(At)是磁动势(MMF)的MKS(米、千克、秒)单位，其由在真空中的单匝环中流动的一个安培的直流电流表示。“匝”是指组成电感器的电导体的绕组数。例如，流过10匝的线圈的2A电流产生20A-t的MMF。

通过维持相同电流并增加线圈的环或匝数，磁场的强度增加，这是因为线圈的每个环或匝都建立了其自己的磁场。磁场与其他环的场联合，以围绕整个线圈产生场，从而使总磁场更强。通过该结构生成的更大H场使线圈能够在工作台内放置在患者下方的更大距离处，同时仍然产生将与患者组织相互作用的RF场。电场将保持靠近SRS线圈并将会弱耦合到患者。线圈调谐仅受到很弱的影响。此外，从动中心SRS线圈在两侧上的侧面与无源元件诸如感应耦合到从动SRS线圈36的无源SRS线圈相接。患者体内受激励的身体区域与用单个从动元件的激励相比更大。然而，不要求图7所示的三环配置，并且应当注意，使用本文所描述和示出的单环配置可获得非常好的结果。值得注意的是，在无源元件在Z方向上扩展场时，X-Y平面中的深度将减小。此外，单环系统更简单，因为消除了调谐互依赖性。

参照图2和图7，可包括一个或多个无源耦合的元件26，并且其邻近有源线圈16、36定位，以便增大沿Z轴的磁场的大小(其沿工作台171的长度并相对于患者从头到脚扩展)。在图7中，两个耦合的元件26a和26b沿Z轴定位在共振线圈16、36的两侧，它们被感应耦合到系统中。因此，仅使用单个从动元件16、36就能激励患者体内的更大身体区域。例如，耦合元件可为无源SRS线圈，并且因此不具有对应耦合环，而是通过由从动SRS线圈36在中心辐射的磁场感应耦合。在图2处举例说明的其他实施方案中，仅单个耦合的元件26可无源地耦合到每个共振线圈16，从而使来自线圈16的磁场仅在沿Z轴的一个方向上扩展。

因此，所公开的运动传感器系统10对呼吸运动是高度敏感的，并且比较小线圈元件更敏感。所公开的传感器系统10可适用于广泛的患者群体，并且是可靠且易于操作的，而无需执行MR成像的临床医生所要求的任何附加工作。传感器系统10可用相对低成本的信号检测电路实现，并且可使用具有可实现为现有PAC上的“背负式”板的最小附加电路的现有控制系统实现。所公开的运动感测系统10可用于现有MR共振组件140中，并且对所有表面线圈和体线圈都有用。因此，不需要专门设计的表面线圈就能集成呼吸感测。

该书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使得本领域技术人员能够执行和使用本发明。为了简洁、清楚和易于理解而使用了某些术语。除了现有技术的要求之外，不应从中推断出不必要的限制，因为此类术语仅用于描述目的并且旨在被广义地理解。本发明的专利范围由权利要求书限定，并且可包括本领域技术人员想到的其他示例。如果这些其他示例具有与权利要求书的字面语言没有不同的特征或结构元件，或者如果它们包括与权利要求书的字面语言无实质差别的等效特征或结构元件，则这些其他示例旨在在权利要求书的范围内。