相關申請的交叉引用

本申請是基于2014年3月14日提交的、名稱為“systemandmethodforspriralvolmeimaging”的美國臨時申請s/n61/953,370，要求其優先權，并且在此引入作為參考。

關于聯邦政府資助研發的聲明

本發明由政府資助，國防部(thedepartmentofdefense)授權號為w81xwh-11-2-076。政府在本發明中擁有一定的權益。

背景技術：

本公開涉及用于磁共振成像(mri)的系統和方法，更具體地，本公開涉及一種螺旋線圈結構以及在成像處理過程中使用這種線圈的方法。

當諸如人體組織之類的物質經受均勻磁場(極化場b0)時，所述組織中被激勵的核的單獨磁矩試圖與這個極化場對準，但是以它們的特征拉莫(larmor)頻率以隨機順序繞其進動。如果物質或者組織經受位于x-y平面內的并且接近拉莫爾頻率的磁場(激勵場b1)，則可將凈對準磁矩mz旋轉或“傾斜”到x-y平面中，以產生凈橫向磁矩mt。在激勵信號b1終止之后，由受激核或“自旋(spin)”發射出信號，并且該信號可被接收和處理以形成圖像。

當使用這些“mr”信號來產生圖像時，采用磁場梯度(gx，gy，和gz)。典型地，通過一系列測量周期來掃描被成像的區域，在這些測量周期內這些梯度根據所使用的特定定位方法而變化。使用許多已知重建技術中的一種對所接收的mr信號的結果集進行數字化和處理以重建圖像。

通過分別使用發射和接收線圈(通常被稱為射頻(rf)線圈)來激勵和檢測發射的mr信號來執行mri。發射/接收線圈可包括用于發射和接收的分離的線圈，用于發射和/或接收的多個線圈，或者用于發射和接收的相同的線圈。發射/接收線圈同樣經常被稱為tx/rx或者tx/rx線圈，以泛指mri系統中的發射和接收磁組件的各種配置。這些術語在此文中可互換地使用。

目前，在臨床環境中采用的mri系統為高場系統，因為高場系統歷史上是能夠產生臨床上有用的圖像的唯一mri解決方案。然而，高場mri系統是大體積、昂貴的并且需要專用設施。因此，高場mri系統的尺寸和開銷限制了它們的使用并且使得它們在那些能夠從mri受益的許多臨床情況下不可用。

技術實現要素：

低場mri提供了可替代高場mri的相對低的成本、高實用性。然而，低場mri呈現出很多挑戰，包括相對弱的mr信號以及低信噪比率。因此，發射/接收線圈的設計在執行滿意的低場mri上起了重要作用。為了解決這個問題，發明人研制了發射/接收線圈設計以有利于適合于低場的改進的激勵以及mr信號的檢測。

根據一些實施例，提供一種具有螺旋幾何結構的三維(3d)發射/接收線圈。所述發射/接收線圈可安裝在形狀適配的基底上，例如，可被成型為特定解剖(anatomy)，諸如頭盔。這個配置提供均勻的磁場以及3d容積上的高靈敏度。

根據本發明的一個方面，提供一種磁共振成像(mri)系統，其包括配置為產生圍繞布置在所述mri系統中的被測者的至少感興趣區域(roi)的靜磁場的磁體系統以及多個梯度線圈，所述多個梯度線圈被配置為相對于所述靜磁場建立至少一個磁梯度場。所述系統還包括具有發射/接收線圈的射頻(rf)系統。所述發射/接收線圈包括基底，所述基底被配置為遵循由mri系統成像的被測者的一部分的輪廓以及至少一個線圈，所述至少一個線圈耦合至所述基底并形成半球形螺旋圖案。

根據本發明的另一個方面，提供一種使用mri系統來執行磁共振成像(mri)處理的線圈系統。所述線圈系統包括基底，所述基底配置為遵循由mri系統成像的被測者的一部分的輪廓以及至少一個線圈，所述至少一個線圈耦合至所述基底并且形成三維螺旋圖案。

本發明的前述以及其它優點將通過下面的描述呈現。

附圖的簡單描述

圖1是mri系統的框圖。

圖2是mri系統的rf系統的框圖。

圖3a是根據本公開的并且被配置為與諸如關于圖1、2和4描述的系統一起使用的發射/接收線圈的正立面圖。

圖3b是圖3a中的發射/接收線圈的側立體圖；

圖3c是圖3a和3b中的發射/接收線圈的后立體圖。

圖4是可和圖3a、3b和3c中的發射/接收線圈的一起使用的低場mri系統的示意圖。

圖5a是根據一些實施例的發射/接收線圈的立體圖。

圖5b是圖5a中所示的發射/接收線圈的俯視圖。

圖5c是圖5a和5b中所示的發射/接收線圈的側視圖。

圖6示意性描述了b0磁體的雙平面布置。

圖7示出了人體的輪廓線，其顯示了人體的縱軸。

詳細描述

如上文所述，臨床mri掃描儀主要是高場系統，絕大部分安裝的mri掃描儀工作在1.5或者3特斯拉(t)。mri的趨勢是提高磁場強度以提高成像質量和/或減少掃描時間。然而，盡管高場mri能夠在相對短的掃描時間內提供高分辨率圖像，制造、運行以及維護高場mri安裝的花費通常難以避免，這導致嚴重限制了高場mri系統的實用性并且阻止它們在很多臨床應用中的使用。

低場mri(例如運行在.2t以及以下的系統)提供了可替代高場mri的相對低的成本、高實用性。然而，低場呈現出由于所使用的低場強度而導致的很多挑戰，包括顯著降低的信噪比(snr)。尤其是，mr信號的snr與主磁場b0的強度有關，這是驅動高場mri和趨向于更高場強度的重要因素。低場mri產生相對弱的mr信號，導致實際上更低的snr。因此，發射/接收線圈設計是盡可能有效地發射激勵脈沖序列并檢測所發射的mr信號的重要因素。

發明人意識到在低場mri中使用的低場強度有利于那些在高場下不可應用和/或不可能的發射/接收線圈的設計。例如，為了發射激勵脈沖序列并且為了檢測發射的mr信號，發射/接收線圈必須以取決于b0場的強度的頻率共振。相應地，在高場方式下的發射/接收線圈必須以顯著高于它們的低場對應物的頻率共振。由于在導電路徑長度和共振電路中的共振頻率/多個頻率(即，線圈可產生并檢測磁場的頻率)的波長之間的相反關系，要求高場發射/接收線圈的導電路徑非常短。

發明人認識到在低場mri中的低頻率允許發射/接收線圈的導電路徑相當長，這允許由于高場mri下的高頻率所帶來的導電路徑長度的嚴格限制而對高場mri不適用(或者可用)的線圈設計。根據一些實施例，通過對應于與感興趣區域的三維表面上提供單導電路徑來形成發射/接收線圈。例如，低場發射/接收頭部線圈可通過圍繞一基底纏繞導體產生，所述基底制作為頭盔(例如使用3d打印制造的頭盔)供人佩戴。根據一些實施例，所述導線以螺旋幾何形狀圍繞所述頭盔表面纏繞以提供充分覆蓋(例如半球形螺旋)來為感興趣區域(例如大腦或者大腦的部分)提供脈沖序列和/或來檢測發射自所述感興趣區域的mr信號。

此外，臨床高場mri系統通常經由圍繞圓柱體內孔纏繞的螺線管線圈產生b0場，在該圓柱體內孔插入了被成像的病人。這樣，b0場沿著內孔的和插入內孔的人體的縱軸方向定向。為了執行mri，發射/接收線圈必須產生與b0場垂直的b1場并且檢測在該橫向方向上所發射的mr信號。這進一步限制了為高場mri設計的發射/接收線圈的幾何形狀。

低場mri有利于“開放”系統的設計，在“開放”系統中使用，例如，被成像的病人放置于其間的雙平面線圈來產生b0場，這使得b0場垂直于人體的縱向軸定向。相應地，發射/接收線圈布置為產生和/或檢測橫向于這個b0場的磁場，從而允許在傳統高場mri系統中不可能的幾何結構。因此，雙平面b0磁體(或者產生橫向于人體的軸的b0場的其他布置)允許設計產生/檢測所述人體的軸向方向的磁場的發射/接收線圈，一些這樣的例子將在下文詳細描述。如此配置的發射/接收線圈無法跟產生與人體軸對準的磁場的b0線圈一起使用，例如那些通常使用在高場mri中的。

發明人進一步意識到低場下還有利于使用不同材料來產生發射/接收線圈。例如，高場mri中的發射/接收線圈中的導電通路通常由銅片制成。低場下，可使用導線形成導電路徑，例如，單股線，多股線(比如，絞合線)等。此處使用的術語“導線”是描述具有擠壓(extrusion)的橫截面特性以使得橫截面具有對稱的軸線(例如，通常圓形的截面，矩形的截面等)的導體，不同于由銑削或者切割銅片形成的導體。導線可以是合適尺寸的單股線，或者諸如絞合線的多股線。因此，低場mri的發射/接收線圈可被簡單且不昂貴地生產。應當理解，此處描述的用于發射/接收線圈的導線可以使用任何方式生產，不僅包括基于導線的設計，還包括使用從導電板形成線圈的傳統高場技術，因此本文在此方面不做限制。

發明人進一步意識到上文描述的因素(例如，對導電路徑長度的顯著寬松的約束，b0場的不同定向和/或相對于可獲得材料的更大靈活性等)允許多種線圈設計并且有利于生產符合被成像的特定解剖的線圈。因此，發射/接收線圈可通過在圍繞被成像的解剖的三維配置上提供導電路徑來形成，從而提供基本上形狀適配的發射/接收線圈。

與用于提供用在mri中發射/接收線圈的方法和裝置的實施例有關的各種概念，在下文詳細描述。應當理解本文描述的實施例可以以任何各種方式實現。僅僅為了說明目的，下文提供了特定實現示例。應當理解所提供的實施例以及特征/功能可被單獨使用，所有一起使用，或者以任何組合使用，因此本文在此方面不做限制。

現在參考圖1，示出了磁共振成像(mri)系統100的示例。mri系統100包括操作員工作站102，其通常包括顯示器104、一個或者多個輸入設備106(諸如，鍵盤和鼠標)以及處理器108。處理器108可包括運行商業可獲得的操作系統的商業可獲得的可編程機器。操作員工作站102提供操作員接口，其使得能夠輸入掃描指令到mri系統100。通常，操作員工作站102可耦合到四個服務器：脈沖序列服務器110；數據采集服務器112；數據處理服務器114；以及數據存儲服務器116。操作員工作站102和每個服務器110、112、114以及116彼此通信連接。例如，服務器110、112、114以及116可經由通信系統117連接，通信系統117包括任何合適的網絡連接，可以是有線的、無線的、或者兩者的組合。例如通信系統117可包括私有的或者專有網絡，還可以包括開放網絡，比如因特網。

脈沖序列服務器110響應于從操作員工作站102下載的指令運行來操作梯度系統118以及射頻(“rf”)系統120。為執行指定掃描所需要的梯度波形被產生并施加到梯度系統118，其激勵組件122中的梯度線圈以產生用于定位編碼磁共振信號的磁場梯度gx，gy和gz。梯度線圈組件122形成為磁體組件124的一部分，磁體組件124包括極化磁體126和全身rf線圈128和/或發射/接收線圈，例如頭部線圈129。。

射頻波形通過rf系統120施加到rf線圈128，或者分離的發射/接收線圈，例如頭部線圈129，以執行指定的磁共振脈沖序列。由rf線圈128或者諸如頭部線圈129的分離的發射/接收線圈檢測的響應磁共振信號被rf系統120接收，在該系統中它們在由脈沖序列服務器110產生的命令指引下被放大、解調、濾波以及數字化。rf系統120包括rf發射器以產生在mri脈沖序列中使用的多種rf脈沖。rf發射器響應于來自脈沖序列服務器110的掃描指示和指令來產生期望頻率、相位以及脈沖幅值波形的rf脈沖。產生的rf脈沖可施加到全身rf線圈128或者一個或多個發射/接收線圈或線圈陣列，例如頭部線圈129。

rf系統120還包括一個或者多個rf接收器通道。每個rf接收器通道包括放大它所連接的線圈128/129接收的磁共振信號的rf前置放大器，以及檢測并數字化接收的磁共振信號的i和q正交分量的檢測器。因此，接收的磁共振信號的幅值可能通過對i和q分量取平方和的平方根來確定：

并且接收的磁共振信號的相位還可同通過下式確定：

脈沖序列服務器110還選擇性地從生理采集控制器130接收病人數據。舉個例子，生理采集控制器130可接收來自連接到病人的多個不同的傳感器的信號，諸如來自電極的心電圖(“ecg”)信號，或者來自呼吸風箱或者其它呼吸監測設備的呼吸信號。這些信號通常被脈沖序列服務器110使用來同步或者“門控(gate)”伴隨著被測者的心跳或者呼吸的掃描的性能。

脈沖序列服務器110還連接到掃描室接口電路132，其從與病人和磁體系統的條件相關聯的各種傳感器接收信號。還通過掃描室接口電路132，病人定位系統134接收命令以在掃描期間移動病人至期望位置。

由rf系統120產生的數字化的磁共振信號采樣被數據采集服務器112接收。數據采集服務器112響應于從操作員工作站102下載的指令來操作以接收實時磁共振數據并且提供緩沖存儲器，以使得不會由數據溢出帶來數據丟失。在一些掃描中，數據采集服務器112僅僅是將采集的磁共振數據傳輸給數據處理服務器114。然而，在需要從采集的磁共振數據得到信息以控制掃描的進一步性能的掃描中，數據采集服務器112被編程為產生這樣的信息并且將其傳輸給脈沖序列服務器110。例如，在預掃描期間，磁共振數據被采集并用于校準由脈沖序列服務器110執行的脈沖序列。作為另一個示例，導航信號可能被采集并被用于調整rf系統120或者梯度系統118的操作參數，或者用于控制采樣k-空間的視圖順序(vieworder)。在另一個示例中，數據采集服務器112還可用于處理用于檢測在磁共振造影(mra)掃描中的造影劑的到來的磁共振信號。舉個例子，數據采集服務器112采集磁共振數據并實時處理它以產生用于控制掃描的信息。

數據處理服務器114從數據采集服務器112接收磁共振數據并且根據從操作員工作站102下載的指令處理它。這樣的處理可例如包括下述各項中的一者或多者：通過對原始k-空間數據執行傅里葉變換來重建二維或者三維圖像；執行其它圖像重建算法，諸如迭代或者反向投射重建算法；向原始k-空間數據或者重建的圖像應用濾波器；產生功能性磁共振圖像；計算運動或者流動圖像；等等。

由數據處理服務器114重建的圖像被傳輸回操作員工作站102，在那里它們被保存。實時圖像保存在數據庫高速緩沖存儲器(圖1未示出)中，從其中它們可被輸出給操作員顯示器112或者位于鄰近磁體組件124的顯示器136以供主治醫師使用。批量模式圖像或者選擇的實時圖像保存在磁盤存儲器138上的主機數據庫。當如此的圖像已經被重建和傳送至存儲器，數據處理服務器114通知操作員工作站102上的數據存儲服務器116。操作員使用操作員工作站102來存檔圖像，產生影像，或者經由網絡將圖像發送給其它設施。

mri系統100還可以包括一個或者多個網絡工作站142。舉個例子，網絡工作站142可包括顯示器144；一個或者多個輸入設備146，例如鍵盤和鼠標；以及處理器148。網絡工作站142可位于和操作員工作站102相同的設施內，或者位于不同設施內，諸如不同的健康護理機構或者診所。

網絡工作站142，無論是與操作員工作站102位于相同設施還是不同設施內，可經由通信系統117遠程訪問數據處理服務器114或者數據存儲服務器116。相應地，多個網絡工作站142可訪問數據處理服務器114和數據存儲服務器116。以此方式，磁共振數據、重建后的圖像或者其它數據可以在數據處理服務器114或數據存儲服務器116與網絡工作站142之間交換，以使得可通過網絡工作站142遠程處理數據或圖像。這數據可以用任何適當格式交換，例如遵循傳輸控制協議(tcp)、以太網協議(ip)或者其它已知或者合適的協議。

參考圖2，將進一步描述圖1中的rf系統120rf系統120包括傳輸通道202，其產生指定rf激勵場。這個rf激勵場的基頻或者載頻在頻率合成器210的控制下產生，頻率合成器210從脈沖序列服務器110接收一組數字信號。這些數字信號指示在輸出212處產生的rf載波信號的頻率和相位。rf載波被應用到調制器和上變頻器214，在其中響應于同樣從脈沖序列服務器110接收的信號r(t)來調制它的幅值。信號r(t)定義了將被產生的rf激勵脈沖的包絡并且通過順序讀出一系列所存儲的數字值來產生。可改變這些存儲的數字值以使得任何期望的rf脈沖包絡能被產生。

在輸出216處產生的rf激勵脈沖的幅值通過激勵衰減電路218被衰減，激勵衰減電路218從脈沖序列服務器110接收數字化指令。被衰減的rf激勵脈沖隨后被施加到驅動rf傳輸線圈204的功率放大器220。

由被測者產生的mr信號被rf接收器線圈208拾取并通過前置放大器222施加到接收器衰減器224的輸入端。接收器衰減器224進一步將信號放大一量值，該量值由從脈沖序列服務器110接收的數字衰減信號確定。接收的信號位于拉莫爾頻率或者在拉莫爾頻率左右，并且這個高頻信號通過下變頻器226在兩步處理中被降頻轉換。下變頻器226首先將mr信號和線路212上的載波信號混合，并且然后混合得到的差信號和線路228上的參考信號，該參考信號通過參考頻率發生器230產生。降頻變換后的mr信號被施加到采樣并數字化模擬信號的模數(“a/d”)轉換器232的輸入端。被采樣以及數字化的信號隨后被施加到數字檢測器以及信號處理器234，其產生對應于接收的信號的16位同相(i)值和16位正交(q)值。接收的信號的數字化的i和q值的結果數據流輸出到數據采集服務器112。除了在線路228上產生參考信號外，參考頻率發生器230還在線路236上產生施加到a/d轉換器232的采樣信號。

參考圖3a-3c，示出了一種發射/接收線圈設計，其被示為適配螺旋(ffs)發射/接收線圈300的形狀。如將描述的，ffs發射/接收線圈300提供均勻的磁場和三維體積內的高靈敏度。ffs發射/接收線圈300包括基底或者外殼302，螺旋線圈304耦合到它或它上面。基底302可以高度形狀適配。例如，基底302可使用三維(3d)打印機來創造以特別切合解剖結構，在示出的例子中諸如為頭部。這樣，基底302可由適合3d打印的材料制成。類似的，線圈302的繞組應當定制成很好適配下面的解剖結構(在本示例中為頭部)并且達到期望的填充因子，其可以是最大的填充因子。

所示的線圈304形成螺旋狀。線圈304可從與所述被測者的頭頂對準的中心306旋出至包圍被測者的頭部的周邊。這樣，線圈304可配置為從中心306旋出至周邊308。線圈304被布置為在螺旋的相鄰部分之間具有一致或者大體一致的距離(d)。在其它配置中，距離d可以是不一致的并且隨著螺旋從所述中心306移動至所述周邊308而變化。在任何情況下，線圈304形成半球形螺旋圖案，其提供了高磁場均勻性。螺旋圖案有利地控制或者去除了在很多發射/接收線圈中通常所需要的線圈解耦策略。與提供高靈敏度但是承受高磁場不均勻性的并且需要用于發射操作的分離線圈的常規表面線圈不同，本公開的上面描述的螺旋線圈在改進的設計中，可被調諧至提供高均勻性，同時保持大視場內的高靈敏度。ffs發射/接收線圈300可用于發射和接收操作。

上文描述的ffs發射/接收線圈300，以及其它被定制為其它解剖結構或roi的ffs線圈，可用于人體部分(諸如頭部，胳膊，腿，手，或者其它四肢)的mnr或者mri以跟任何類型的mri序列一起來提供高靈敏度，mri序列包括基于梯度回波的、基于自旋回波的序列，以及全重聚焦序列，例如平衡穩定態自由進動(b-ssfp)。注意，無需考慮基底或者roi的下述形狀，本公開的ffs發射/接收線圈可被特別有利地用于利用高翻轉角一致性的mri序列，例如b-ssfp脈沖序列。

這些ffs發射/接收線圈還可以和低場磁共振成像(ifmri)系統一起使用。例如，ifmri在用于成像由于金屬植入體、起搏器以及類似物而被傳統mri排除的被測者上存在優勢。ffs發射/接收線圈可被用于在具有密集人口交通的區域中的基于mri的安全檢查單元。例如，參考圖4，上文描述的基本mr系統和原理可用于告知其它mr系統的設計共享相似部件，但是運行在非常不同的參數下。在一個示例中，低場磁共振成像(ifmri)系統利用上面描述的很多硬件，但是具有顯著的減少的硬件需求以及更小的硬件足跡。例如，參考圖4，示出了一種系統，替代1.5t或者更大靜態磁場，它利用了明顯更小的磁場。也即是說，圖4作為一個非限制性示例，系統400中使用的磁場可以小于10mt。作為一個具體示例，系統400可以是6.5mt基于電磁的掃描器，其能夠對例如直徑達15.6cm的被測者成像。所述系統400可以使用上文描述的圖3中的發射/接收線圈402。

圖5a-5c示出了根據一些實施例的，用于低場mri中的發射/接收頭部線圈的另一個設計的多個視圖。發射/接收線圈500包括基底520，其形成為適應將被成像的被測者的頭部。基底可形成溝槽，其中根據期望的形狀來提供(例如纏繞)導線510。基底可以，例如，通過計算機輔助設計(cad)創造并且隨后使用3d打印技術生產，或者可以使用任何其他合適的技術形成所述基底。基底包括頭盔部分以適用頭部以及支撐基座使得病人可以在仰臥姿勢下舒適地將頭部保持于頭盔中。

如所示的，導體510以螺旋形狀圍繞基底520纏繞，以使得當被操作時，線圈產生沿箭頭505指示的方向的磁場，并且可以檢測沿相同方向的磁場。根據一些實施例，導線510包括形成單通道發射和接收線圈的單一連續導線。在一些實施例中，導線510是合適規格的單股線。在一些實施例中，導線510是多股線，例如絞合線。絞合線是一捆被綁、纏繞或者編織在一起的各自絕緣的電線導體。發明人認識到使用絞合線可以產生具有跟相同規格的單股線同樣的電感，但是具有在低場mri的操作頻率特性處的幾分之一的阻抗。如此，阻抗損耗顯著降低，由此減少了發射/接收線圈的噪聲并且提高了snr。

如上文所述，高場mri運行在高頻率(例如大于64mhz)下以使得要求rf線圈的導電路徑非常短以便正確運行。圖3中示出的示例性發射/接收線圈300具有大約7米的導電路徑，并且圖5a-5c中示出的示例性發射/接收線圈500具有大約14米的導電路徑。這樣，這些示例性發射/接收線圈中的導線的長度遠大于(數量級地或者更多)高場mri體制下由高頻所帶來的限制，并且因此圖3以及圖5a-5c中示出的配置對低場體制下的低場強度是可行的。

此外，至少部分地由于高場mri中的導電路徑長度的限制，在高場下發射/接收線圈經常是單匝導電回路。在低場下對這個約束的充分放寬允許線圈具有多匝。如圖3和圖5a-5c所示，該線圈設置成具有多匝。根據一些實施例，形成發射接收線圈的導體配置在圍繞感興趣區域的三維幾何體上使得它形成多匝(例如5,10,20,30匝等)。可以使用的匝數沒有限制，參考總線圈電感和/或阻抗來提供任何設計。

同樣如上文所述，低場mri系統可使用雙平面配置來構建b0磁體。例如，圖6示意性地描述了磁體600，示出了雙平面線圈配置可被用于為低場mri產生b0場。如圖，b0磁體包括線圈610a和610b，當被操作時，它們產生沿箭頭605所示方向的b0場。當被測者被放于線圈610a與610b之間時，b0垂直于被測者的身體的縱軸。圖7示出了人體的縱軸700，當被測者以站立式或者仰臥式位于所述b0線圈之間時，縱軸700都垂直于所述磁體600的b0場。

相應地，具有如圖6所示的b0場方向(垂直于于人體的縱軸)的低場mri系統允許使用本文中描述的發射/接收線圈幾何結構。相反，高場mri系統主要使用螺線管b0磁體產生，使得b0場沿著被測者的身體的縱向軸以及被測者插入的內孔定向，因此需要在垂直方向上的b1激勵場。如圖5a-5c所示，由示例性的發射/接收線圈產生的磁場同樣與頭部線圈的穿戴者的縱軸對準并且因此這些線圈對基于螺線管b0的磁體的接收來說是無效的。

本發明以一個或者多個實施例的方式進行了描述，并且應當理解除了那些直接表述的，在本發明的范圍內的很多等價、替換、變形以及修改是可能的。