应用3.0泰斯拉磁共振系统获取内腔结构图像与谱图的系统与方法

专利名称：应用3.0泰斯拉磁共振系统获取内腔结构图像与谱图的系统与方法
应用3.0泰斯拉磁共振系统 获取内腔结构图像与谱图的系统与方法本申请是国际申请日为2003年3月13日，国际申请号为PCT/US03/07774， 申请号为03814486. 7，名为"应用3. 0泰斯拉磁共振系统获取内腔结构图像与 谱图的系统与方法"的申请的分案申请。相关申请的交叉参照本申请享有分别于2002年11月26日和2002年5月16日提交的题为 "System And Method of Obtaining Images And Spectra Of Intracavity Structures Using 3.0 Tesla Magnetic Resonance Systems"禾口 "3.0 Tesla Endorectal Coil And Interface For Single Receiver And Phased Array MR Sc纖ing Of The Prostate And Other Pelvic Anatomy，，的美国临日寸申请 60/429， 257和60/318,727的利益。这些临时申请已转让给下述本发明的受让 人，其内容经引用包括于本文档。发明领域本发明主要涉及应用磁共振(MR)系统获取内腔结构图像与谱图的系统与 方法，尤其涉及一种内腔探头，它能插入各种人体开口诸如直肠、阴道、嘴等， 以获取体内有关区域高清晰度图像和光谱结果，尤其，本发明还涉及若干设计 成把这种内腔探头与2.0 5.0泰斯拉MR系统接口的接口装置，以对这些有关 区域获得这种高清晰度图像与光谱结果。相关技术简述下面提供的背景信息可以帮助读者理解以下揭示的本发明内容及其典型 使用环境。本文使用的诸术语并不限于任何特定狭义的说明，除非另有说明。磁共振成像(服I)是一种产生人体内部高质量图像的非侵入法，能让医护 人员不用外科手术或诸如X射线离子辐射就能观察体内状况。图像要具有足够 高的清晰度，通常能以目视方式将疾病和其它病理形式与健康的体组织区分开来。磁共振技术与系统还被发展成可进行光谱分析，借此可确定组织或其它实 体的化学内容。MR工应用强力磁铁、无线电波与计算机技术对人体内的软组织、肌肉、神 经与骨骼产生详尽的图像，其中利用了氢原子即在体内所有细胞内充足的一种 原子的基本特性。无磁场时，氢原子核沿每一方向随机地像陀螺一样自旋或旋 进。但经历强磁场时，氢核的自旋轴自身对准磁场方向，这是因为氢原子核具 有大的磁矩，强力倾向于对准磁场方向。总之，被成像区的氢核产生一磁化指 向平行于磁场的平均矢量。典型的MRI系统或扫描仪，包括主磁铁、三只梯度线圈、射频(RF)天线(常 称为整体线圈)和操作员能控制整个MRI系统的计算机站，但MRI系统的主要 元件是主磁铁，通常具有超导性质，形状为圆柱形。在其柱膛内(作MRI操作 时，病人进入其内)，主磁铁产生均匀和静止的(不变化)强磁场，通常称为Bo 场。该Bo磁场沿膛体纵轴定向，称为z方向，迫使体内氢核的磁化矢量能够 自己对准该方向。对准时，核准备接收来自整体线圈的适当频率的RF能量。 该频率称之为Larmor频率，由公式"二YBo给出，"是Laxmar频率(氢原子在 该频率下旋进)，Y为磁旋常数，Bo为磁场强度。RF天线，或整体线圈， 一般既用于发射RF能量脉冲，也用于接收氢核内 感应的磁共振(MR)信号。具体地说，在其发射周期内，体线圈把RF能量注入 柱膛，该能量产生射频磁场，也称之为RFB,场，其磁场线对准垂直于氢核磁化 矢量的直线。RF脉冲(或]^场)使氢核自旋轴对主磁场(Bo)倾斜，造成净磁化矢 量偏离Z方向某一角度。然而，RF脉冲只影响那些在该RF脉冲频率下绕其轴 旋进的氢核。换言之，只有在该频率下"共振"的核才受影响，且这种共振是 结合三只梯度线圈一同操作来实现的。梯度线圈都是电磁线圈，各梯度线圈在柱膛内沿三种空间方向(x、 y、 z) 之一产生线性变化的静磁场，称之为梯度Bl场。当位于主磁铁里的梯度线圈 以特定方式极快地接通与断开时，就能按极狭的等级来改变主磁场。这样，结 合主磁铁，可按各种成像技术操作梯度线圈，使得当施加有关频率的RF脉冲 时，在任一给定点或任何给定的条、片或体积单元内的氢核能够共振。响应于 RF脉冲，在选择区里的旋进氢原子能吸收体线圈所发射的RF能量，从而迫使 其磁化矢量倾斜而偏离主磁场(Bo)的方向。体线圈断开时，氢核开始以MR信 号的形式释放RF能量，下面再述。一种能获取图像的较小已知技术称为自旋回波成像术。该技术操作时，MRI 系统首先激活一只梯度线圈，以沿Z轴建立磁场梯度，称为"切片选择梯度"，它在加RF脉冲时建立，而在断开RF脉冲时关闭，只允许位于成像区切片内的 那些氢核里出现共振，在位于有关平面任一侧的任何组织内不产生共振。RF脉 冲中断后，受激切片里的所有核都"同相"，即它们的磁化矢量都指向同一方 向。在其自己的器具左面，切片中所有氢核的净磁化矢量将松驰，于是再对准 z方向。但第二梯度线圈立即激活且沿y轴产生磁场梯度，这称为"相位编码 梯度"，当人在梯度的最弱与最强两端之间移动时，使切面内核的磁化矢量指 向逐步不同的方向。接着，在RF脉冲之后，切片选择梯度与相位编码梯度已 经断开之后，第三梯度线圈立即受激且沿x轴产生一梯度，这就是所谓的"频 率编码梯度"或"读出梯度"，因为它只在最终测量MR信号时施加。这使得 松驰的磁化矢量参差地再受激，因而靠近梯度下端的核开始以更快的速率旋 进，而高端的核的速度还要快。当这些核再松驰时，最快的核(位于梯度高端) 将发射频率最高的无线电波。总之，梯度线圈允许MR信号被空间编码，使得其共振信号的频率与相位 可唯一地限定成像区的各个部分。尤其，在氢核松驰时，各.自变为一个超小型 无线发射机，根据它所在的局部微环境，给出随时间变化的特征脉冲，例如， 脂肪里的氢核具有与水中的氢核不同的微环境，发射不同的脉冲。由于这些差 异，结合不同组织的不同的水/脂肪比率，不同的组织可发射不同频率的无线 电信号。在其接收周期内，体线圈检测这些常统称为MR信号的超小型无线电 传输。这些独特的共振信号从体线圈传输到MR系统的接收机，在此把它们转 换成与之相应的数学数据。为形成信噪比(SNR)良好的图像，整个操作须重复 多次。运用多维的傅里叶变换，服系统能将数学数据转换成二维或甚至三维的 图像。当对人体特定部分要求更详细的图像时，往往还要使用局部线圈，或用它 代替整体线圈。局部线圈可以取容积线圈或表面线圈的形式。容积线圈可用来 包围或封闭成像容积(如头、臂、腕、腮、膝或其它有关区域)，但表面线圈只 适合贴着或放置于病人的特定表面，使下面的有关区域能够成像(如腹部、胸 部和/或骨盆区)。此外，局部线圈还能设计成既可只作为只接收线圈工作也可 作为收发(T/R)线圈工作，只接收线圈只能检测人体产生的MR信号(在扫描操 作时响应于MR系统产生的B,磁场)，但T/R线圈既能接收MR信号，又能发射RF脉冲，产生在有关区域组织内引起共振所必需的RFB,磁场。众所周知，在MRI领域，可使用单个局部线圈(无论是表面的，还是容积 的)检测MR信号。根据该单线圈法，可以用较大的局部线圈来遮盖或封闭整个 有关区域。早期的接收线圈只是线性线圈，只能检测有关区域产生的MR信号 中两个正交分量(即垂直Mx'与水平M/ )中的一个。但后期的接收线圈应用了正 交模式的检测法，能截获垂直与水平两种分量。与线性接收线圈相比，正交接 收线圈使得MRI系统能够提供SNR得到很大改善的图像，典型的是SNR提高了 多达41%。即使正交模检测法有了很大改进，但单线圈法提供的图像，其质量 也有明显提高。单线圈法固有的缺点在于只采用一个线圈结构来获取整个有关 区域的MR信号。为克服单线圈法的缺点，开发了相控阵线圈。相控阵法用多个较小的局部 线圈代替一个大型局部线圈，每只线圈只覆盖或封闭一部分有关区域。例如， 在有两只这种线圈的系统中，各线圈差不多覆盖或封闭一半有关区域，而两线 圈一般只是部分重迭以实现磁隔离。两线圈同时获取来自其各自部分的MR信 号，不因重迭而相互不利地作用。因各线圈只覆盖一半有关区域，故各线圈能 接收其覆盖区内有关区域部分比较高SNR比的MR信号。因此，相控阵较小的 局部线圈一起向MRI系统提供产生整个有关区域图像所需的信号数据，分辨率 比得自单一大型局部线圈的分辨率更高。一例相控阵线圈是W. L. Gore and Associates公司生产的Gore③躯干阵列， 它有四只表面线圈，两只位于前垫板，另两只位于后垫板。两垫板设计成分别 贴住病人腹、胸和骨盆区的前后表面。该躯干阵列设计成与数据采集系统有多 个接收机的MR系统联用。躯干阵列的四条引线，即两只前面线圈和两只后面 线圈各一条，连接独立的接收机，各接收机对它所接收到的信号直行放大和数 字化。然后，MR系统将来自独立接收机的数字化数据组合成图像，其总SNR优 于由只覆盖整个有关区域的单只局部线圈或甚至两只较大的前后局部线圈所 得到的总SNR。众所周知，可以用内腔探头来得到体内结构图像。 一例现有技术的内腔探 头可在美国专利5， 476， 095和5， 355, 087中找到，这些专利也已转让给本发明 受让人，通过引用包括与此。这些专利揭示的现有技术探头可插入直肠、阴道 与嘴等人体开口。这些专利还揭示了接口装置，设计成使现有技术内腔探头与 MR成像光谱系统相接。美国专利5，348，010揭示了该内腔探头的使用方法，该专利也转让给本发明受让人，通过引用包括与此。与有关接口装置一起操作的现有技术探头，让MR系统产生各种体内结构诸如前列腺、结肠或子宫颈的图像与光谱结构。这类探头的例子包括BPX-15 前列腺/内直肠线圈(E线圈)、PCC-15结肠直肠线圈与BCR-15子宫颈线圈，都 是可置放线圈MR-Innervi^系统的一部分，由Indianola， Pennsylvania的 Medrad公司制造。接口装置的例子包括Medrad公司生产的ATD-II和ATD-Torso装置。ATD-II装置把现有技术探头与MR系统的一台接收机接口，提供在关区域， 例如，前列腺、结肠或子宫颈的图像或谱图。ATD-Torso装置不仅可作为现有 技术探头，而且也是60^ 躯干阵列与服系统的多台接口机接口。在这种探头 与躯干阵列相连接时，ATD-Torso装置使得MR系统不仅可提供前列腺、结肠或 子宫颈的图像或谱图，还可提供周围构造，例如、胸与骨盆区域的图像或谱图。尽管这些现有技术内腔探头和接口装置在市场上畅销且名声好，但仍有若 干缺点。首先，现有技术探头及其有关的接口装置(即ATD-II与ATD-Torso装 置)设计成只与l.O或1.5泰斯拉MR系统操作，因此不适用于以更高场强工作 的MR系统，诸如2.0 5. 0尤其是3. O泰斯拉的MR系统，这些服系统能产生 更高质量的图像与光谱结果。其次，作为设计局限性的结果，现有技术内腔探 头设计的线圈环呈现出750 1000欧姆的输出阻抗，因而探头的接口装置必须 用m网络或类似电路使线圈环高的输出阻抗与各种MR系统所需的低输入阻抗 (如50欧姆)相匹配。再次，现有技术探头的设计允许将其线圈环调谐成偏离 服系统的操作频率，而偏离程度取决于使用探头的特定条件(如病人)，因此， 用于现有技术探头的现有技术接口装置一般都必须包括调谐电路，以确保内腔 探头在所有操作条件下都能调到MR系统的操作频率。发明目的因此，本发明的一个目的是提供一种内腔探头，它能配用于至少以2.0 5. 0泰斯拉尤其以3. 0泰斯拉场强操作的MR系统。本发明另一目的是提供一种其线圈环的频响特性比现有技术内腔探头更 宽的内腔探头，很少或甚至不牺牲信噪比，因而不必像现有技术探头那样需要 对每一病人或每只线圈调谐线圈环。另一目的是提供一种使这种内腔探头与这种MR系统接口的接口装置，以获得有关区域高清晰度图像与光谱结果而无须调谐探头。另一目的是提供一种接口装置，它使得该MR系统不仅可连接这种内腔探 头，还能连接相控阵线圈系统如60^ 躯干阵列。本发明另一目的是提供一种应用这种内腔探头、接口装置与MR系统获取病人体腔内有关区域图像和/或谱图的方法。本发明另一目的是提供一种适用于该MR系统的这种内腔探头的制作方法， 以获取病人腔体内有关区域的图像和/或谱图。另一目的是提供一种一次性内腔探头，它不含可配入连接探头的可再使用 的较昂贵的退耦元件。另一个目的是提供一种作为插入直肠的内直肠探头的内腔探头，以获取男 性前列腺图像和/或谱图。另一目的是提供一种能插入各种躯干开口诸如直肠、阴道、嘴等的内腔探 头，以获取有关区域的高分辨率图像和光谱结果。除以上诸目的与优点外，有关技术人员阅读了本文件的详述部分后，更容 易明白本发明的其它目的与优点。把详细描述与附图和下述的如权利要求结合 起来研究，其它目的与优点将变得更加清晰。发明内容通过以下所概括的诸实施例和发明的相关方面，可实现上述诸目的与优点。在一较佳实施例的一个方面，本发明提供一种配用于MR系统的内腔探头， 以获取病人腔体内有关区域的图像或谱图。该探头包括线圈环与输出电缆。设 计成接收有关区域MR信号的线圈环具有多只电容器，包括第一与第二驱动电 容器和调谐电容器。第一与第二驱动电容器串接在线圈环内，在其接合点形成 一虚地，对线圈环作电气平衡与阻抗匹配。两驱动电容器具有接近的等值。调 谐电容器串接在线圈环内，与驱动电容器的另一接合点相连接，其值选成使线 圈环在MR系统的操作频率下共振。输出电缆将线圈环接连接至内腔探头的接 口装置，其一端连接交叉的一只驱动电容器，另一端有一连接接口装置的插头。 输出电缆的电气长度为nU/2)+S,，其中n为整数，入是MR系统操作频率的 波长，S^为增补长度，其电抗与一只驱动电容器的电抗相等。在广泛的应用中，本发明所提供的MR系统包括MR扫描仪、内腔探头和接口装置。设计成插入病人腔体内的内腔探头，包括转轴、充气球和线圈环，气 球接转轴远端，线圈环固定在气球内接近其前面的下边。气球前面适应腔体内 轮廓，气球后面用于把气球定位在腔体内。气球充气时，后面压住腔体与其内 有关区域另一壁，迫使气球前面抵住腔体内轮廓，使线圈环靠近有关区域，以 优化接收MR信号。线圈环有多只电容器，包括第一与第二驱动电容器和调谐 电容器。第一与第二驱动电容器串接在线圈环内，在其接合点形成对线圈环作 电气平衡和阻抗匹配的虚地。两驱动电容器近似为等值。调谐电容器串接在线圈环内与驱动电容器的另一接合点相连接，其值选成使线圈环在MR系统的操 作频率下共振。MR扫描仪利用线圈环接收自有关区域的證信号产生有关区域 的图像或谱图。接口装置的探头接口电路用于对内腔探头与MR系统作电气互 连。探头接口电路的特征是有一只能被MR系统偏置的PIN 二极管，由此线圈 环能(i)在接收周期内，与MR系统的探头输入口相耦合，和(ii)在发射周期 内，与探头输入口断开。在本例另一个方面，本发明所提供的接口装置可用于将内腔探头与不配备 自身的前置放大器的MR系统的(探头)输入口连接。探头具有输出电缆，用于 将其线圈环连接至接口装置。接口装置包括PIN二极管与前置放大器。MR系统 能偏置PIN二极管，使线圈环(i)在服系统的接收周期内，与接探头输入口相 耦合，而(ii)在MR系统的发射周期内，与探头输入口断开。前置放大器在PIN 二极管阳极与MR系统的探头输入口之间提供增益与阻抗匹配，使线圈环所接 收的MR信号能以增强的信噪比传输到服系统的探头输入口。在本例又一个方面，本发明所提供的接口装置把内腔探头和线圈系统二者 都与MR系统相连。内腔探头的特征在于把探头的线圈环连接至接口装置的输 出电缆。接口装置让探头通过其输出电缆与配有自己前置放大器的MR系统的 (探头)输入口相连接。接口装置包括PIN二极管与阵列接口电路。服系统能偏 置PIN二极管，使线圈环(i)在MR系统的接收周期内，与探头输入口相耦合， 而(ii)在MR系统的发射周期内，与探头输入口断开。阵列接口电路在电气上 互连线圈系统与MR系统，它包括第一与第二串联共振网络、 一对1/4波长网 络和1/4波长组合器。第一串联谐振网络把MR信号从线圈系统的第一线圈传 输到服系统的第一线圈输入口，第二串振网络把服信号从线圈系统的第二线 圈传输到服系统的第二线圈输入口 。 1/4波长网络之一接收来自线圈系统第三 线圈的服信号，另一 1/4波长网络接收来自线圈系统第四线圈的MR的信号。1/4波长组合器组合从一对1/4波长网络所接收到的MR信号，并将组合的MR 信号传输到第三线圈输入口。本发明还提供了应用MR系统获取病人腔体内有关区域图像或谱图的较佳 方法，该法包括提供内腔探头与输出电缆的步骤。内腔探头应具有(i)柔性转 轴，(ii)接在柔性转轴端部的充气球，和(iii)固定在气球内接近其前面下边能 接收来自有关区域的MR信号的线圈环。气球前面适应腔体轮廓，后面至少有 一对波状褶皱层。线圈环有多只电容器，包括第一与第二驱动电容器和调谐电 容器。第一与第二驱动电容器串接在线圈环内，在其接合点形成对线圈环作电 气平衡与阻抗匹配的虚地，两驱动电容器近似为等值。调谐电容器串接在线圈 环内，与驱动电容器的另一接合点相连接，其值选成使线圈在MR系统的操作 频率下共振。该方法还包括提供一条输出电缆的步骤，用于把线圈环连接于外 电路，而所述内腔探头利用该外电路连接于MR系统。另一步骤是把内腔探头 插入病人腔体内某一位置，使气球前面贴紧有关区域。下一步对气球充气，迫 使波状褶皱层对腔体相对有关区域的壁展开，这就迫使气球前面贴住腔体轮 廓，使线圈环固定位于靠近有关区域，以优化接收MR信号。后续的步骤包括 使有关区域发射MR信号，并用线圈环检测有关区域内感应出的MR信号。该方 法还包括使用从中所接收到的服信号来产生有关区域的图像与谱图的步骤。本发明还提供了配用于MR系统的内腔探头制作的较佳方法，该内腔探头 可获取病人腔体内有关区域的图像或谱图。该方法包括步骤选择探头线圈环 的尺寸，使探头适于插入腔内，并临时插入一串接在线圈环内的可变电容器。 该方法还包括步骤让线圈环承受MR系统的操作频率，并随后将可变电容器 调到与线圈环共振的共振值。在该操作频率上，线圈环的容抗将等于线圈环的 感抗。相关步骤包括测量线圈环在加载时的品质因数，再用测得的品质因数和 线圈环加载时的感抗确定线圈环的串联电阻。接着，计算匹配电容器的匹配值， 使探头的输出阻抗与内腔探头接口所用的外部电路所需的阻抗相匹配。该法还包括步骤把两只具有匹配值的驱动电容器以相互串接的方式插入线圈环，在连接驱动电容器的地方形成接合点。该接合点可连接着输出电缆的屏蔽导体， 驱动电容器之一的相对点的另一接点可连接着输出电缆的中心导体。然后，选 择调谐电容器，使得线圈环的总电容等于共振值，再用调谐电容器代替可变电 容器。该调谐电容器串接在线圈环内，与两驱动电容器的接合点的另一接点相 连接。于是，接合点形成电气平衡线圈环的虚地。应该理解的是，本发明并不限于上述的较佳实施例如和相关方面。 附图简介参照以下详述和附图，将更好地理解本发明及其提出的和替代的诸较佳实 施例，其中图l是根据本发明较佳实施例一个方面的内腔探头的线圈环与输出电缆示 意图；图2是表示

图1的内腔探头处于完全组装和完全配备状态的透视图；图3是以图2所示的直线3-3截取的内腔探头截面图，示出了探头远端和 对其连接的充气球；图4是以图2所示的直线4-4截取的内腔探头局部截面图，示出其转轴截 面与限定在其内的两个管腔及搭锁在转轴上的防移圆片；图5是以图3所示的直线5-5截取的内腔探头远端的截面图，示出其内外 气球、位于气球间的线圈环和两个管腔限定在其内的转轴；图6是以图3所示的直线6-6截取的内腔探头远端的截面图，示出其位于 内气球前面顶上的线圈环；图7是图2所示内腔探头转轴的截面图，示出两个限定在其内的管腔和其 远端的柔性轴尖；图8是根据本发明较佳实施例另一方面的接口装置示意图，在其单接收机 型式中，接口装置具有探头接口电路，用于将图卜7的内腔探头与不配备自身 前置放大器的服系统的(探头)输入口相连接；图9是根据本发明较佳实施例又一方面的接口装置示意图，在其多接收机 型式中，接口装置具有(i)把图1-7的内腔探头与配有自身前置放大器的MR系 统的(探头)输入口相连接的探头接口电路，和(ii)把相控阵线圈系统诸如 Gor^躯干阵列与MR系统的(线圈)输入口相连接的阵列接口电路；图10是图8所示的单接收机型式的接口装置透视图，设计成将内腔探头 与不配备前置放大器的MR系统通过其(探头)输入口相连接；图11是图9所示的多接收机型式的接口装置透视图，设计成将内腔探头 和相控阵列线圈系统诸如60^ 躯干阵列与11 系统的相控阵口相连接；图12是根据本发明第一替代实施例的内腔探头的线圈环和输出电缆以及 接口装置与之对应的退耦二极管的示意图；图13是根据本发明第二替代实施例的内腔探头的线圈环和输出电缆以及 接口装置与之对应的退耦二极管的示意图；和图14是本发明第三替代实施例的内腔探头的线圈环和输出电缆以及接口 装置与之对应的退耦二极管的示意图。发明的详细描述在所有的实施例与有关方面中，以下所披露的本发明可理想地配用于以 3. 0泰斯拉场强工作的服系统，尽管也适用于可工作于2. 0 5. OT的服系统。 为便于说明，本发明以General Electric Medical Systems (GEMS)公司生产的 3.0T系统的内容进行讨论。图l-7示出本发明较佳实施例的一个方面，即通常指定为1的内腔探头。 该探头配用于MR系统，以获取病的腔体内有关区域的图像或谱图。这里描述 一特定实施法，即内直肠探头设计成插入直肠而获取男性前列腺图像和/或谱 图。虽然这里示出了内直肠探头，但应理解的是，本发明同样可适合于诸如内 腔探头通过嘴、阴道或其它开口能接近的其它有关区域而获取图像和/或谱图。 这里所提出的原理还可应用于MR成像或光谱技术，适合动脉、静脉和人体其 它构造。无论哪种场合，都要把内腔探头内的接收线圈装入或配入设计成符合 目标构造的封装件里。在图l所示的最新方面中，内腔探头l包括线圈环2和输出电缆3。线圈 环2最好用柔性导电材料制作，较佳为能拾取射频(RF)信号的单匝线圈。设计 成接收来自有关区域的磁共振RF信号的线圈环2具有多只电容器，包括第一 与第二驱动电容器21和23以及调谐电容器24，第一与第二驱动电容器在线圈 环2内串接。如下所述，连接驱动电容器21与23的接合点22，形成对线圈环 2作电气平衡和阻抗匹配的虚地。调谐电容器24也串接在线圈环2内，但与电 容器21和23的接合点22相对的另一接点相连接。调谐电容器24选成使线圈 环2在MR系统的操作频率下共振，对3. 0 Telsa扫描仪而言，其振频率约为 128MHz。输出电缆3设计成将线圈环2连接着内腔探头1的接口装置。这种接口装 置诸如下述的任一种，其另一端连接着MR系统10的探头输入口，如图8和9 所示。包在绝缘外壳内的输出电缆3具有绝缘设置在其内的屏蔽导体31和中 心导体32，前者连接着接合点22，后者连接着驱动电容器21与23之一相对接合点22的另一节点，如图1所示。此外，出于下述的理由，输出电缆3的电气长度较佳为n(A/2)+S"其中n为整数，A为 MR系统10的操作频率的 波长，S,为增补长度。图2示出本发明全组装形式的内腔探头1，图3-7示出其各部分截面图。 内腔探头1包括柔性转轴40和内外气球50与60。转轴40有一远端，其轴尖 41较佳地比转轴其余部分灵活得多，实际上与轴其余部分相键合，如标号15 所示。使用这种柔性轴尖41，不仅减小了病人的不舒适感，也减少了探头使用 时穿破附近组织的可能性。内气球50连接着转轴40的远端并包封其轴尖41,最好如图3所示。内气 球50—般为圆柱形，但其前面51基本上为平坦截面，它用夹具16固定于转 轴40并利用阻碍物与转轴40远端适配。线圈环2本身较佳地包封在上面使用 收縮包壳或类似管材的5K伏绝缘体内，从而提供双层绝缘。然后用最好由粘 布组成的非伸展材料55把线圈环2连接到内气球50的前面51，把线圈环2固 定在内外气球50与60之间。另一气球60也接转轴40的远端，封闭线圈环2和内气球50，可用夹具 17把它固定于转轴40并通过阻碍物与远端适配。外气球60有前后面61与62。 前面61较佳为马鞍形，贴住腔体相应形状的内面/轮廓，在前列腺探头的情况 下，将是直肠壶腹下面的直肠前列腺凸起。后面62的特点在于至少有一对从 中伸出的波状褶皱层63。如下所述，内气球50充气时，这些褶皱层63能使外 气球60将线圈环2在操作时正确地定位成靠近病人直肠前列腺凸起，这就优 化了线圈环2与目标构造间的耦合。另外，正如图5所示，较佳地在外气球60 内的前后面61与62中间设置横向凹槽64，这些凹槽在组装探头1时形成在其 上安置线圈环2侧边的架子，在气球50与60不充气时把线圈环定位在这些表 面之间。气球50与60各自较佳地用医疗级橡胶或其它合适的弹性材料制作， 这类材料当然为非顺磁性，介电损耗很小。柔性转轴40限定两个管腔42与44，如图3、 4、 5和7所示。在其接近远 端的圆柱壁内，转轴40还限定了与管腔42联通的孔43，如图7所示。管腔 42与孔43 —起作为通道，在充放气时分别将空气或其它气体泵入和排出内气 球50。离远端再远些，转轴40在其圆柱壁内限定另一孔45，管腔44与孔45 作为输出电缆3从线圈环2引出通过的管道。如图2所示，输出电缆3在其近 端的插头35将内腔探头1与有关接口装置相接。内腔探头1还包括防移圆片46、导引器48和手柄49。手柄49固定于转 轴40的近端，当其远端连同固定在其上的外气球60被插入直肠并腔体内正确 对准时，使探头1便于操纵，如下所述。导引器48也称为扩张元件，设计成 便于在转轴40的全长度内滑动。较佳地用漏极斗状导引器48手工扩张肛门括 约肌，以便于外气球60在腔体内定位。不用导引器48，则肛门括约肌会收紧 转轴40，妨碍内腔探头l在腔体内作旋转和纵向定位。由半刚性塑料或其它合 适聚合物构成的防移圆片46，较佳为半球形。如图2和4所示，圆片46限定 了槽47，该槽使圆片46搭锁到转轴40上。当防移圆片46在探头插入直肠后 附着于邻近肛门括约肌的转轴40时，可防止探头1因结肠正常的蠕动作用而 出现明显移动。内腔探头1还包括控制内气球50充气的装置，较佳为压縮充气环套70、 管子71和管塞72的形式。环套可用尺寸合适的注射器代替，管子71把充气 环套70或注射器接到转轴40近端的管腔42，管塞72与管子71串接并用于控 制空气泵入或放出内气球50。探头1的另一特征是印在转轴40外表面上的标 尺14，该标尺不仅指示转轴40插入腔体的距离，而且还指示远端的转向，使 外气球60的马鞍形前面61对准前列腺。操作时，内腔探头1的远端经直肠插入腔体，而内气球50和环包着其的 外气球60都处于不充气态。远端一插入，就用导引器48保持肛门括约肌扩张， 使转轴40及其气球包封的远端便于在腔体内操作。远端插入和导引器48就位 后，转轴40上的标尺14就作为导轨，使医师能更准确地将探头在有关区域附 近的腔体内转动和纵向地定位。内腔探头1 一旦正确定位，导引器48就能沿 转轴向下拉出，让括约肌收紧转轴40，这有助于保持内腔探头l就位。然后把 防移圆片46搭锁在括约肌附近的转轴40上，保证内腔探头1在MR扫描时保 持原位。气球充气前，管塞72必须切换到打开状态。通过泵运充气套环70，内气 球经管子71、管塞72和转轴40中的管腔42与孔43充气。内气球充气时，把 线圈环2紧固到内气球50前面51的非伸展材料55也在后面聚集内气球的充 气，把气充入外气球60的波状褶皱层63。波状褶皱层63充气时，立即迫使外 气球60的后面62(即褶皱层63)贴住腔体相对有关区域的壁。当内气球50继 续充气时，膨胀力导向外气球60前面61的下边。于是，内气球50接线圈环 2的前面51迫使外气球60马鞍形的前面61贴住腔体相应形状的内部轮廓，即，直肠的前列腺区。
一旦远端的气球全充气，线圈环2就接近前列腺，以便于在MR扫描时能优化接受MR信号。然后将管塞72切换到闭合位置，让医师断开充 气套环70而不使气球50与60放气。然后，内腔探头1经输出电缆3的插头 35连接着有关接口装置。扫描结束时，医师只要把管塞72切换到打开位置，让内外气球50与60 放气无论防移圆片46是否从转轴40取出，只要拉内腔探头l手柄49，就可从 直肠中取出气球包封的远端。或者，内腔探头l可用单气球代替上述的双气球，气球由单层医疗级橡胶 或其它合适的弹性材料构成。在该结构中，气球仍接到柔性转轴40的远端， 气球较佳的具有前面和后面，且类同于双气球型能讨论的结构。然而，线圈环 2最好粘合或紧固到气球前面61的下边。在制作气球时，线圈环2还可封装在 前面61内，例如先把线圈环2置于气球表面，然后将气球下沉，在其外表面 上放置另一层材料，从而盖住线圈环2并形成上述的前面61。但在把充气球插 入腔体充气时，制作的波状褶皱层63将压住腔体相对有关区域的壁。 一旦气 球充足时，就迫使其前面61贴住腔体相等形成的内部轮廓，从而使得线圈环2 靠紧有关区域(即前列腺)，从这里可最佳地接收MR信号。本发明还提供一较佳的内腔探头1设计方法。熟练的技术人士阅读了本文 档将会使本发明所设想的各种变化变得显而易见的。该较佳方法第一步是选择 构成线圈环2的基础的导线环尺寸。用于对前列腺成像的内腔探头，导线环的 尺寸能使探头远端包括当中有线圈环2的两只气球能插入直肠，病人的不舒适 感最小。下一步是在导线环内临时插一只可变电容器，再使环经受MR系统的 操作频率。本发明特别适合于3.0泰斯拉的扫描仪，其操作频率接近于128MHz， 对于GEMS3.0 T的Sign^扫描仪，操作频率实际上更接近于127. 74MHz，对于 Siemens3. 0 T扫描仪，操作频率接近于123. 2MHz。导线环在指定的操作频率下承受RF能量时，将可变电容器调到导线环共 振的值，下称C, 一旦共振，当然在该操作频率下导线环的容抗与感抗是相等。 为了下面的计算，根据本较佳的内腔探头l设计法，在导线环内建立共振的理 想"v值为10 pF。U建立后，可在环工作于加载条件下测量其品质系数。已知有若干种测量 品质系数的技术， 一种技术用两只测试探头和网络分析仪作S2,响应测量，两测 试探头分别接网络分析仪的端口 1与2。运用两测试探头定位成相互成直角的环，把本发明的导线环置于其间，该结构允许在导线环内感应出加到第一测试探头环的RF能量，依次在第二测试探头环内感应出RF信号。然后。两测试探 头将各自的RF信号传到网络分析仪，后者的幅值与频率的关系图示出得到的 频响曲线。利用所显示的信号，通过找出频响曲线的中心频率并将它除以3dB 带宽(即，曲线高通端与低通端3dB(半功率)点之间的频带)，就能确定品质系 数。对3.0泰斯拉扫描仪，环的品质系数为10 20。更典型的是，在加载条件下，环的品质系数一般为Q加载二15(被测值)该方法下一步是测定环的串联电阻Rs。该串联电阻代表环因出现在病人腔 体内而呈现的等效电阻损耗，因而Rs不是一只物理元件，只是病人对环的作 用，它通在线圈环2内部分耗散能量而降低了线圈环的质量。它可计算为Rs=XL/Q式中Q是上面测出的品质系数，X,是导线环加载时的感抗。如上所述，环 的容抗与感抗在共振时相等XL = 2 rfLco,l及Xp = l/(27rfCRV)式中f是服系统10的操作频率，因而环的感抗XJ十算为 XL= l/(27rfCRV)= 1/(2irx 128x106 x 10xl0"2) = 124.34 li,因此，环的串联电阻为Rs-X!/Q加载=124.34 0/15-8.29 a该法还要求使内腔探头1的输出阻抗与内腔探头接口所用的外部电路所需 的阻抗相匹配。外部电路可以取这里揭示的接口装置之一的形式， 一般要求阻 抗为50Q。因此，该方法的这一步包括设计-阻抗匹配网络，使外部电路所需 的阻抗Rp与环的串联电阻Rs相匹配。在该阻抗匹配网络中，匹配网络串并联 支路的品质相同，表示为Qp=Rp/Xp和Qs=Xs/Rs。因此，Rs与Rp通过下式相 关RP = (Q2 + l)Rs式中Rp也称为等效并联电阻。假定匹配网络串并联支路的品质一样，则匹配网络的品质称为Q= Qs.p = (Rp/Rs - if' = (50 Q/8.29 fl -1, = 2.24.于是，由下式算出与阻抗匹配网络中Rp有关的并联电抗Xp:Xp = Rp/Q - 50 0/2.24 = 22.32再根据并联电抗确定匹配电容器的值CP= l/(2rfXp)= 1/(2ttx 128xl06 x 22.32) = 55.7 pF另一步是将具有匹配值的两只电容器相互串联地插入导线环。这是两只驱 动电容器U与CD2，图1中分别标为21与23。运用以上计算，驱动电容器21 与23的总有效值为27.85Pf。互连接驱动电容器21与23的位置形成接合点 22。输出电缆3的屏蔽导体31连接着接合点22，中心导体32连接着驱动电容 器21或23的另一侧节点。因而根据以上计算，驱动电容器21的值C。,能使线 圈环2对接口装置或其它外部电路呈现为50Q的源，这样50Q的同轴电缆被 用作输出电缆3。下一步是选择调谐电容器C，，使导线环总电容等于共振值Qv。可由下式确 定导线环总电容"v:1/CRV - 1/CTUN + l/CDi + 1/CD2.= I/Ctun + 2/CD式中CD=CD1=CD2，然后，以下式来计算调谐电容器值C， Ctun = (Crv *Cd)/(Cd - 2Crv)=(lOxlO-12 F x 55,7xl002 F)/(55.7xl(T12 F- 2xl0xl(T12 F) =15.6 pF然后，从导线环中去除可变电容器，换上调谐电容器CTUN。图1中标为CT 的调谐电容器24串接在导线环内接合点22的另一侧，因而接合点22构成电 气平衡线圈环的虚地，因为电场实际上为零，各驱动电容器两端的电压降相等但符号相反。这种结构在服系统io接收周期内产生相对于病人呈对称的电场，使线圈环2对该磁场而不是电场即有关区域发射的MR信号的分量尤其敏感， 从而线圈环2以比现有技术探头更大的信噪比接收MR信号。而且安全性也更 大，因为线圈环内感应的电压为线圈环完全不平衡时的一半。由于线圈环2的操作频率高(如3. OT服系统为128腿z)而工作Q值极低(即 10 20)，不必按病人或按线圈调谐线圈环2，这与美国专利5,476,095与 5，355，08)揭示的探头不同。根据以上计算，包括加载线圈环的品质系数，线 圈环2的带宽标称为土4.25腿z。因此，假定线圈环用±2%的元件构制，各探头 间的调谐偏差最大为士1.85MHz，这远远小于线圈环的3dB宽带，甚至没有下述 低输入阻抗前置放大器的影响。调谐实际上被固定，而不需要兼顾材料，因线 圈环2的Q值在加载条件下很低。输出电缆3的电气长度较佳为nU/2)+SL，其中n为整数，入是MR系统 IO操作频率的波长，St为增补长度。如图1所示，输出电缆3的全长从线圈环 2延伸至其插头35，插头35代表输出电缆接PIN 二极管33的点，二极管33 也称为接口装置或其它外部电路的退耦二极管。n(A/2)部分得出长为操作波 长一半的部分，实际上呈现为零电气长度。n值通常只须为1，因为线圈环2 实际上总是十分靠近要连接的电路。S,代表输出电缆3的附加部分，其感抗最 好等于在其两端接电缆3的端子的第一电容器21的容抗。其净效应为输出电 缆3的全长度呈现出与第一电容器21的容抗相等的感抗。因而，增补长度S,本身可用作电感器，下称L。，它影响着内腔探头l的工 作。在服系统10发射周期内，MR系统用200raA电流正向偏置PIN二极管33， 将内腔探头1的线圈环2退出MR系统(如见图8)，实际上短路了 PIN 二极管 33，使输出电缆3的固有电感器L。与第一驱动电容器21即U成为并联共振电 路。该并联共振电路的高阻抗近似于断路，实际上断开了线圈环2，从而使内 腔探头1退出主MR系统10的探头输入口。反之在接收周期内，MR系统用-5 伏DC反偏置退耦二极管33，使内腔探头l耦接服系统，实际上让输出电缆3 用作50Q传输线而不是电感器U从而线圈环2利用MR系统10的体线圈(或 其它外接线圈)发射的共振感应RF脉冲来检测有关区域内产生的MR信号。MR 信号再经电缆3的导体传给接口装置。驱动电容器Cw与C。2的值一般为62 82pF，同样地，调谐电容器24即CT， 较佳为12 15pF。 Cw使用该范围下端的值，可在发射周期内实现较佳退耦(断 路阻抗更高)。驱动电容器21这种较低的值也增大了线圈环2在接收周期内呈 现给接口装置的源阻抗。此外，SL准确的长度取决于内腔探头1内使用的特定 线圈环。对于使用时轻微加载的线圈环，比如说使用120pF的驱动电容器，这 祥Sl将更短。反之，对较重加载的线圈环，可能使用40pF的驱动电容器，则 S^可更长。上述内腔探头1尤其适合配用于GEMS生成的3.0T MS系统作为内直肠线 圈探头，当然也能用于其它场合。图8与9示出本发明该实施例的另两个方面，二者都设计成使内腔探头1 与GEMS的MR系统接口。在其第一方面，接口装置将内腔探头与MR系统的一 台接收机相连，故称为单接收机型。在其第二方面，接口装置将内腔探头l和 外接线圈都与使用多台接收机的MR系统相连，称为多接收机型。众所周知，典型的GEMS Sign^系统的特点是有四台接收机和八个输入端口，接收机0连 接着端口 l或5，接收机l连接着端口 2或6，接收机2连接着端口 3或7，接 收机3连接着端口4或8。在标准配置中，除了连接着端口1和8外，GEMSMR 系统的每一输入端口都具有一前置放大器。图8和10示出其单接收机型的接口装置， 一般标为100。接口装置100设 计成用其连接器102通过输出电缆3将内腔探头1互连到不配备自身前置放大 器的主控服系统10的端口 1，因此接口装置100包括PIN二极管33和前置放 大器101。 PIN二极管33跨接在里面插有输出电缆3插头35的接口装置100 的输入插口 103，这一设计选择让P顶二极管33在物理上远离内腔探头1，使 它在探头1被处理掉后仍可再用作接口装置的部件。前置放大器包括GASFEA110 与串振输入电路130，后者包括输入电容器Cp与输入电感器Lp，在其接合点 还连接着GASFET110的栅极。GASFET110的源极连接偏置电阻器RB，漏极耦合 电容器Cc与RF扼流圈RFC2。根据已知的电路设计原理，把电阻器RB选成使流 过GASFET110的电流产生合适的增益和低噪声指数。RFC2让DC电馈给GASFET110 的漏极，在MR系统IO接收周期内不必短路前置放大器IOI输出的MRRF信号。 在电容器Cc另一侧较佳地用电缆圈套115阻塞不希望的电缆电流。当接口装置100经探头电缆150与连接器102连接服系统时，漏极通过 耦合电容器Cc与电缆圈套115联结MR系统10的端口 1，漏极还通过RF扼流 圈RFC2联结MR系统10的DC电源。旁路电容器&2连接在该RF扼流圈与地之 间，把任何非DC分量接地。接口装置100还包括旁路电容器Q与RF扼流圈 RFd，前者接在地与使服系统10能偏置PIN 二极管33的偏置线路121之间， 使任何非DC分量离开偏置线路和退耦二极管33。 RFd连接在PIN 二极管33的 阳极与旁路电容器Cb,之同，对RF频率呈现高阻抗而不明显限制偏流的流动。 接口装置100还包括前置放大器保护二极管Dpp与旁路电容器CB3，前者在MR 系统的发射周期保护前置放大器101，后者接在二极管Dpp的阳极与地之间。 RFC3防止来自前置放大器101的任何RF电流流入MR系统10，让偏置电流在偏 置线路121上流动。MR系统10在发射周期通过偏置线路121正向偏置二极管D。与Dpp。如上 所述，PIN 二极管D。位于装置100内插有输出电缆3插头35的连接器103的两 端，使内腔探头l退耦。同时，前置放大器保护二极管Dpp有效地短路GASFET IIO的栅极，防止发射的RF脉冲信号损坏前置放大器lOl。在接收周期，MR系统10反偏这些二极管，有效地使它们断开。线圈环2在加载条件下操作时，串振电路130对GASFET 110提供优化阻抗。串振电路130耦接GASFET 110的 栅，对前置放大器IOI提供较低的输入阻抗，拓宽了线圈环2的频响特性，从 而弥补了固定式调谐方案，与美国专利5， 476， 095和5，355，087揭示的探头相 比，线圈环2的调谐宽松多了。更具体地说，把线圈环2用作50Q输入端，串 振电路130将对GASFET110提供高阻抗( 1000 2000 Q )，而对线圈环2呈现 极低阻抗( 1 5Q)。这样有效地使线圈环2有所退耦，拓宽了其频响特性而 不牺牲信噪比。因此，前置放大器IOI连同其串振输入电路130在退耦二极管 33的阳极与端口 1之间提供了增益与阻抗匹配，使线圈环2检出的MR信号以 增强的信噪比传输到MR系统的端口 1。接口装置100较佳地还配有电路160，在内腔探头1设有连接接口装置时， 可防止MR系统IO扫描。该电路160可在断开探头时使MR系统10内的驱动器 失效，防止它扫描。也可用语音报警或显示器161作为电路160的一部分，通 过它向医务人员提示这一故障。图9和11示出其多接收机型的接口装置，标为200。接口装置200设计成 用其连接器202不仅将内腔探头1而且还将相控阵线圈系统80—起与GEMS3.0T Signa MD系统的相控阵端口相连。该相控阵端口一般有四个端口 (如端口 2、 4、 5和7)，都能通过单连接器进入。现有技术的GoreS躯干阵列是一种这样的 相控阵线圈系统80，本身可通过其单连接器81插入相控阵端口。若把Gore⑧ 躯干阵列用作线圈系统80，则图9的线圈元件Pl与P2为前垫板82中的两只 表面线圈，线圈元件Pl与P2为后垫板83中的两只表面线圈。两垫板各自有 两只线圈元件，其引线通过两根电缆84、 85引到单连接器81。 Gor^躯干阵列 80正是利用连接器81插入主控MR系统的相控阵端口 ，其四只线圈元件与四个 系统端口互连。但接口装置200与内腔探头1和Gor^躯干阵列配用时，将把 五只线圈元件(即线圈环2和线圈元件A1、 A2、 P1与P2)与服系统10的四接 收机相控阵端口相连。接口装置200把四只线圈的躯干阵列与仅仅只接收的内 直肠线圈l组合起来，与相控阵成像骨盆区域一起高分辨率地成像前列腺。接口装置包括探头接口电路210与阵列接口电路240，前者包括PIN二极 管33和电缆圈套211， PIN 二极管33跨接装置200里插有输出电缆3的插头 35的输入插口 203。探头电缆213也称电路长度213，用来把退耦二极管33并 通过其内腔探头1的线圈环2与MR系统10的第一端口 (即端口 7)相连接。电缆圈套211防止不希望的电流在探头电缆的屏蔽导体上流动。如图9所示，电路长度213的电气长度较佳为n(A/2)，其中n为整数，入是MR系统操作频率 的波长，这使电路长度213实际上为零电气长度。阵列接口电路240把相控阵线圈系统80与MR系统10电气互连，它包括 第一与第二串阵网络242与252、两个1/4波长网络261与261和1/4波长组 合器271。假定线圈系统80取60^ 躯干阵列形式，串振网络242就将服信 号从前面的线圈元件A1传输到MR系统10的第二端口(即端口 4)。同样地，另 一串振网络252将MR信号从前面的线圈元件A2传输到第三端口 (即端口 2)。 如图9所示， 一个1/4波长网络261接收来自后面线圈元件P1的MR信号，另 一 1/4波长网络262接收来自后面线圈元件P2的服信号。较佳的是Wilkinsou 型的1/4波长组合器271，接在1/4波长网络261和262的输出端，它组合接 收来自这两个网络的MR信号，把得出的MR信号传输到MR系统10的第四端口 (即端口 5)。第一串振网242包括电容器U与RF扼流圈RFC5，同样地，第二串振网252 包括电容器CB2与RF扼流圈RFC6， CR1与CR2的值选成使各电容器调除其个别电路 通路中固有的电感。这样，第一与第二网络242和252在服系统IO操作频率 下串振(即长度为n(A/2)时起作用，n二0)，使线圈系统80和MR系统10在电 气上的工作如同对网络240与252没有长度一样。另外，RF扼流圈RFCs置成与 电容器C^并联，像扼流圈RFCe与电容器C^并联一样，因为沿着串振网242与 252的电路通路，服系统10为前面的线圈元件Al和A2把偏置信号传输到线 圈系统80的退耦二极管。扼流圈RFCs与RFa让这些偏置信号从端口 4和2传 输到这些退耦二极管。另如图9所示，电路通路从线圈元件P1的输入端(通过网261与组合器271) 到端口5的长度，理想的是操作波长的一半(即n入/2)。从线圈元件P2的输入 端延伸到端口 5的电路通路，长度一样。因此，这些电路通路实际上呈现为零 电气长度，使端口 5中低阻抗前置放大器的有利作用反射回它们各自的输入端。 此外，MR系统10为后面的线圈元件Pl与P2把偏置信号传输到退耦二极管。 组合器271与网261内的RF扼流圈与相关电路，允许偏置信号从端口 5传输 到线圈元件P2的退耦二极管。RF扼流圈RFC7与相关电路允许偏置信号从端口 8传输到线圈元件Pl的退耦二极管。线圈元件Pl的偏置信号源自端口 8，与 线圈元件P2的偏置信号无关。在发射周期，MR系统10利用较佳地迭加在电缆信号线213上的退耦电压 正向偏置退耦二极管DD，因而跨接与装置200中插有输出电缆3插头35的连 接器203的PIN二极管D。将使内腔探头1退耦，如上所述。MR系统10还同时 正向偏置线圈系统80中的四只线圈元件Al、 A2、 Pl与P2的退耦二极管，使 这些退耦二极管短路，由此形成高阻抗的并联共振电路，有效地使线圈系统80 的四只线圈元件断路。这样，主控MR系统10将使内腔探头1和躯干阵列80 都退出MR系统的相控阵端口。反之，在接收周期，服系统10反向偏置探头1 的PIN 二极管D。与线圈系统80的退耦二极管，实际上将它们断开，这样就把 内腔探头1和躯干阵列80耦接相控阵端口，使线圈环2和线圈元件A1、 A2、 Pl与P2响应于共振感应的RF脉冲，检测其各自有关区域(如前列腺与周围腹 部、胸部与骨盆区域)发射的MR信号。然后，以上述方法使该MR信号通过接 口装置200传送，并经连接器202传到主控服系统10的相控阵端口 。接口装置200较佳地还配有电路280，防止服系统在内腔探头l设有连接 接口装置时扫描。这种电路280还包括连接里面插有内腔探头1插头35的插 口 203的探头检测线路。探头1连接接口装置200时(即插头35插入插口 203)， 探头检测线路就接地，于是电路280检测该地，把有关信号传输到端口 1，使 MR系统开始扫描。若内腔探头设有连接接口装置，则电路280检测造成的断路， 通过改变端口 l状态作出回答，以防MR系统扫描。也可用语音报警或显示器 281作为电路280的一部分，通过它向医师提示这一故障。当然，本发明还设 想出其它各种判断探头是否接接口装置的方法。图12示出本发明第一替代实施例的内腔探头和接口装置与之对应的有关 部分。具体而言，图12示出了不通过输出电缆3a连接着接口装置退耦二极管 D。的线圈环2a。输出电缆3a不平衡，其屏蔽导体31a连接着接合点22a，中心 导体32a接驱动电容器Cw另一侧的节点。但不像前述的实施例，输出电缆3a 的电气长度仅为n(A/2)，因为增补长度S,已配在接口装置内。如图12所示， 例如其实现方法是保证使输入插口到退耦二极管D。的电气长等于S,。当探头的 输出电缆3a插入接口装置时，线圈环2a到PIN二极管D。的总电气长度等于n(入 /2)+S,。虽然该例把S,置于接口装置而不是输出电缆3a，但在MR系统的发射 与接收两个周期，仍能 使内腔探头及其相应的接口装置以本发明较佳实施例同 样的方法工作。图13示出本发明第二替代实施例的内腔探头和接口装置与之对应的有关部分。具体地说，图13示出通过平衡式输出电缆3b连接到接口装置退耦二极 管Dw与D。2的线圈环2b。在输出电缆3b —端，第一与第二中心导体32b与34b 分别接驱动电容器C^与U另一侧的节点。当插入相应接口装置的输入插口时， 输出电缆3b在其近端的第一与第二中心导体32b与34b分别电气连接二极管 D。,与D。2的阳极，其屏蔽导体31b与两只退耦二极管的阴极接地。与前述的实 施例不同，输出电缆3b的电气长度仅为n(A/2)，因Sd乃配在接口装置内。如 此使用平衡式输出电缆3b，可比第一替代实施例使用的不平衡式输出电缆3a 更好地退耦(如各驱动电容器两端为2 X 1500 Q )。图14示出本发明第三替代实施例的内腔探头和接口装置与之对应的有关 部分。探头的线圈环2c通过平衡式输出电缆3c连接接口装置的退耦二极管DD。 与前述的实施例不同，线圈环2c只用一只驱动电容器C。构制，调谐电容器CT 位于导线环内的另一侧。驱动电容器C。与调谐电容器CT的值一般按前述方法计 算，使线圈环2c不仅对接口装置呈现为50Q源，而且在MR系统的操作频率下 共振。在输出电缆3c —端，第一与第二中心导体32c与34c跨接驱动电容器 C。的两端。当插入接口装置的输入插口时，输出电缆3c在其近端的第一与第二 导体32c与34c分别电气连接退耦二极管D。的阳极与阴极，其屏蔽导体31c与 接口装置接地。与前述的实施例不同，输出电缆3c的电气长度只有n(A/2)， 因为S,仍配在接口装置内。磁共振成像与光谱领域的技术人员应明白，上述任一实施例的内腔探头可 用排成相控阵结构的两只或更多线圈环构成。此外，单个内腔探头里的两只或 更多线圈环共同定向，以便正交覆盖有关区域。这种内腔探头的输出电缆必须 相应地修正，以把线圈环正确地连接至接口装置。已按专利法详细提出了实施本发明的目前较佳与替代的诸实施例，本发明 所属领域的技术人员可知道其它各种实施本发明的途径而不违背下述如权利 要求的精神。因此，落在如权利要求含义与同等范围内的所有变化与变型都包 含在其范围内。技术人员还将明白，本发明范围由下述如权利要求而不是前述 任一具体实例或实施例指明。因此，为促进科技发展，我们用"专利证"的专有权在专利法规定的时间 包括所有下述如权利要求所包含的内容。
权利要求
1.一种使内腔探头与磁共振(MR)系统接口的接口装置，所述内腔探头具有把所述内腔探头的线圈环接到所述接口装置的输出电缆，其特征在于，所述接口装置包括(a)由所述MR系统偏置的PIN二极管，使所述线圈环能(i)在所述MR系统的接收周期与所述MR系统的探头输入口相耦合，和(ii)在所述MR系统的发射周期与所述探头输入口断开；和(b)在所述PIN二极管的阳极与所述MR系统的所述探头输入口之间提供增益与阻抗匹配的前置放大器，使所述MR信号以增强的信噪比传输到所述MR系统的所述探头输入口。
2. 如权利要求l所述的接口装置，其特征在于，所述前置放大器包括(a) 有栅极、源极与漏极的GASFET;和(b) 把所述内腔探头耦接至所述GASFET的所述栅极而拓展所述线圈环频响 特性的串振输入电路，所述串振输入电路包括输入电容器与输入电感器，其节点接所述GASFET的所述栅极，所述串振输入电路在所述服系统的所述接 收周期，在加载所述线圈环时向所述GASFET提供优化的阻抗。
3. 如权利要求2所述的接口装置，其特征在于，所述GASFET的所述源极 连接偏置电阻器，所述漏极连接耦合电容器与RF扼流圈；当所述接口装置连 接所述MR系统时，所述漏极经所述耦合电容器连接着所述探头输入口，经所 述RF扼流圈连接着所述服系统里的DC电源极。
4. 如权利要求l所述的接口装置，其特征在于，还包括(a) 把所述接口装置的输出在接到所述MR系统的所述探头输入口的探头电 缆；禾口(b) 防止不希望的电流在所述探头电缆屏蔽导体上流动的电缆圈套。
5. 如权利要求l所述的接口装置，其特征在于，还包括(a) 连接在地与用来偏置所述PIN二极管的所述服系统的偏置线路之间的 旁路电容器；和(b) 连接在所述PIN 二极管的所述阳极与所述旁路电容器之间的RF扼流圈。
6. 如权利要求1所述的接口装置，其特征在于，还包括一前置放大器保护二极管，用于在所述MR系统的所述发射周期用于保护所述前置放大器。
7. 如权利要求l所述的接口装置，其特征在于，还包括防止所述MR系统 在所述内腔探头断开所述接口装置时执行扫描操作的电路。
8. —种使内腔探头和线圈系统与磁共振(MR)系统接口的接口装置，所述内腔探头具有把所述内腔探头的线圈环连接到所述接口装置的输出电缆，其特征 在于，所述接口装置包括(a) 由所述服系统偏置的PIN 二极管，使得所述线圈环能(i)在所述服系 统接收周期与所述MR系统的探头输入口相耦合，和(ii)在所述MR系统发射周 期与所述探头输入口断开；和(b) 使所述线圈系统与所述MR系统电气互连的阵列接口电路，所述阵列接口电路包括(i) 第一串振网络，用于把MR信号从所述线圈系统的第一线圈传输到所述 服系统的第一线圈输入口；(ii) 第二串振网络，用于把MR信号从所述线圈系统的第二线圈传输到所 述匿系统的第二线圈输入口 ；(iii) 一对1/4波长网络，其中一个网络用于接收来自所述线圈系统第三线 圈的MR信号，另一网络用于接收来自所述线圈系统第四线圈的MR信号；和(iv) 1/4波长组合器，用于组合接收自所述成对1/4波长网络的这种服信 号，并将组合的服信号传输到所述服系统的第三线圈输入口 。
9. 如权利要求8所述的接口装置，其特征在于，所述1/4波长组合器是 Wilkinson组合器。
10. 如权利要求8所述的接口装置，其特征在于，所述第一和第二串振网 络都在所述MR系统的所述操作频率下串振，使其电气长度实际上为零。
11. 如权利要求8所述的接口装置，其特征在于，所述l/4波长组合器和 连接的所述1/4波长网络在所述MR系统的所述操作频率下，为通过其传送的 这种服信号提供实际上为零的电气长度。
12. 如权利要求8所述的接口装置，其特征在于，还包括 (a)里面绝缘地设置了屏蔽导体与中心导体的探头电缆，在所述探头电缆一端，所述屏蔽导体接所述PIN二极管的阴极，所述中心导体接所述PIN二极 管的阳极，所述探头电缆的电气长度为nU/2)，其中n为整数，入是所述MR 系统的所述操作频率的波长；和(b)防止不希望的电流在所述探头电缆的所述屏蔽导体上流动的电缆圈套。
13. 如权利要求8的接口装置，其特征在于还包括在所述内腔探头断开所 述接口装置时防止所述服系统扫描的电路。
14. 一种使内腔探头与磁共振(MR)系统接口的接口装置，所述内腔探头的 输出电缆将所述内腔探头的线圈环连接到所述接口装置，其特征在于，所述接 口装置包括(a) 可接所述输出电缆插头的输入插口 ；(b) 跨接所述输入插口两端的PIN 二极管，从所述输入插口的输入端到所 述PIN二极管的电气长度具有与所述线圈环驱动电容器的电抗相同的电抗，所 述PIN 二极管由所述MR系统偏置，使所述线圈环能(i)在所述服系统的接收 周期与所述服系统的探头输入口相耦合，而且(ii)在所述MR系统的发射周期 与所述探头输入口断开；和(c) 在所述PIN二极管的阳极与所述MR系统的所述探头输入口之间提供增 益与阻抗匹配的前置放大器，使所述MR信号以增强的信噪比传输到所述MR系 统的所述探头输入口。
15. —种使内腔探头和线圈系统与磁共振(MR)系统接口的接口装置，所述内腔探头具有将所述内腔探头的线圈环连接到所述接口装置的输出电缆，其特 征在于，所述接口装置包括(a) 可连接所述输出电缆插头的输入插口 ；(b) 跨接所述输入插口两端的PIN 二极管，从所述输入插口的输入端到所 述PIN二极管的电气长度具有与所述线圈环驱动电容器的电抗相同的电抗，所 述PIN 二极管由所述MR系统偏置，使所述线圈环能(i)在所述MR系统的接收 周期与所述MR系统的探头输入口相耦合，而且(ii)在所述MR系统的发射周期 与所述探头输入口断开；和(c) 使所述线圈系统与所述服系统电气互连的阵列接口电路，所述阵列接 口电路包括(i) 第一串振网络，用于把服信号从所述线圈系统的第一线圈传输到所述 MR系统的第一线圈输入口；(ii) 第二串振网络，用于把MR信号从所述线圈系统的第二线圈传输到所 述服系统的第二线圈输入口；(iii) 一对1/4波长网络，其中一个网络用于接收来自所述线圈系统第三线圈的MR信号，另一网络用于接收来自所述线圈系统第四线圈的MR信号；和(iv) l/4波长组合器，用于组合接收自所述成对1/4波长网络的这种MR信 号，并将组合的MR信号传到所述MR系统的第三线圈输入口 。
全文摘要
本发明揭示了应用3.0泰斯拉磁共振系统获取内腔结构图像与谱图的系统与方法。本发明的MR系统的特征在于具有内腔探头与相关的接口装置。该探头包括一个转轴、一个位于其一端的一个设置在气球和气球内的线圈环。线圈环有两只串接的驱动电容器和一只调谐电容器，驱动电容器之间的接合点用作电气平衡环的地。与该接合点另一侧相连接的调谐电容器使环在MR系统的操作频率下共振。接口使MR系统在其接收周期将环与MR系统的端口相耦合，在其发射周期与该端口断开。气球可插入病人腔体内并充气时，探头利用环接收的MR信号使MR系统产生有关区域的图像和/或谱图。
文档编号G01R33/32GK101266287SQ20081000394
公开日2008年9月17日 申请日期2003年3月13日 优先权日2002年5月16日
发明者E·J·里尼哈特, G·J·米西克 申请人:梅德拉股份有限公司