應用3.0泰斯拉磁共振系統獲取內腔結構圖像與譜圖的系統與方法

專利名稱：應用3.0泰斯拉磁共振系統獲取內腔結構圖像與譜圖的系統與方法
應用3.0泰斯拉磁共振系統 獲取內腔結構圖像與譜圖的系統與方法本申請是國際申請日為2003年3月13日，國際申請號為PCT/US03/07774， 申請號為03814486. 7，名為"應用3. 0泰斯拉磁共振系統獲取內腔結構圖像與 譜圖的系統與方法"的申請的分案申請。相關申請的交叉參照本申請享有分別于2002年11月26日和2002年5月16日提交的題為 "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，，的美國臨日寸申請 60/429， 257和60/318,727的利益。這些臨時申請已轉讓給下述本發明的受讓 人，其內容經引用包括于本文檔。發明領域本發明主要涉及應用磁共振(MR)系統獲取內腔結構圖像與譜圖的系統與 方法，尤其涉及一種內腔探頭，它能插入各種人體開口諸如直腸、陰道、嘴等， 以獲取體內有關區域高清晰度圖像和光譜結果，尤其，本發明還涉及若干設計 成把這種內腔探頭與2.0 5.0泰斯拉MR系統接口的接口裝置，以對這些有關 區域獲得這種高清晰度圖像與光譜結果。相關技術簡述下面提供的背景信息可以幫助讀者理解以下揭示的本發明內容及其典型 使用環境。本文使用的諸術語并不限于任何特定狹義的說明，除非另有說明。磁共振成像(服I)是一種產生人體內部高質量圖像的非侵入法，能讓醫護 人員不用外科手術或諸如X射線離子輻射就能觀察體內狀況。圖像要具有足夠 高的清晰度，通常能以目視方式將疾病和其它病理形式與健康的體組織區分開來。磁共振技術與系統還被發展成可進行光譜分析，借此可確定組織或其它實 體的化學內容。MR工應用強力磁鐵、無線電波與計算機技術對人體內的軟組織、肌肉、神 經與骨骼產生詳盡的圖像，其中利用了氫原子即在體內所有細胞內充足的一種 原子的基本特性。無磁場時，氫原子核沿每一方向隨機地像陀螺一樣自旋或旋 進。但經歷強磁場時，氫核的自旋軸自身對準磁場方向，這是因為氫原子核具 有大的磁矩，強力傾向于對準磁場方向。總之，被成像區的氫核產生一磁化指 向平行于磁場的平均矢量。典型的MRI系統或掃描儀，包括主磁鐵、三只梯度線圈、射頻(RF)天線(常 稱為整體線圈)和操作員能控制整個MRI系統的計算機站，但MRI系統的主要 元件是主磁鐵，通常具有超導性質，形狀為圓柱形。在其柱膛內(作MRI操作 時，病人進入其內)，主磁鐵產生均勻和靜止的(不變化)強磁場，通常稱為Bo 場。該Bo磁場沿膛體縱軸定向，稱為z方向，迫使體內氫核的磁化矢量能夠 自己對準該方向。對準時，核準備接收來自整體線圈的適當頻率的RF能量。 該頻率稱之為Larmor頻率，由公式"二YBo給出，"是Laxmar頻率(氫原子在 該頻率下旋進)，Y為磁旋常數，Bo為磁場強度。RF天線，或整體線圈， 一般既用于發射RF能量脈沖，也用于接收氫核內 感應的磁共振(MR)信號。具體地說，在其發射周期內，體線圈把RF能量注入 柱膛，該能量產生射頻磁場，也稱之為RFB,場，其磁場線對準垂直于氫核磁化 矢量的直線。RF脈沖(或]^場)使氫核自旋軸對主磁場(Bo)傾斜，造成凈磁化矢 量偏離Z方向某一角度。然而，RF脈沖只影響那些在該RF脈沖頻率下繞其軸 旋進的氫核。換言之，只有在該頻率下"共振"的核才受影響，且這種共振是 結合三只梯度線圈一同操作來實現的。梯度線圈都是電磁線圈，各梯度線圈在柱膛內沿三種空間方向(x、 y、 z) 之一產生線性變化的靜磁場，稱之為梯度Bl場。當位于主磁鐵里的梯度線圈 以特定方式極快地接通與斷開時，就能按極狹的等級來改變主磁場。這樣，結 合主磁鐵，可按各種成像技術操作梯度線圈，使得當施加有關頻率的RF脈沖 時，在任一給定點或任何給定的條、片或體積單元內的氫核能夠共振。響應于 RF脈沖，在選擇區里的旋進氫原子能吸收體線圈所發射的RF能量，從而迫使 其磁化矢量傾斜而偏離主磁場(Bo)的方向。體線圈斷開時，氫核開始以MR信 號的形式釋放RF能量，下面再述。一種能獲取圖像的較小已知技術稱為自旋回波成像術。該技術操作時，MRI 系統首先激活一只梯度線圈，以沿Z軸建立磁場梯度，稱為"切片選擇梯度"，它在加RF脈沖時建立，而在斷開RF脈沖時關閉，只允許位于成像區切片內的 那些氫核里出現共振，在位于有關平面任一側的任何組織內不產生共振。RF脈 沖中斷后，受激切片里的所有核都"同相"，即它們的磁化矢量都指向同一方 向。在其自己的器具左面，切片中所有氫核的凈磁化矢量將松馳，于是再對準 z方向。但第二梯度線圈立即激活且沿y軸產生磁場梯度，這稱為"相位編碼 梯度"，當人在梯度的最弱與最強兩端之間移動時，使切面內核的磁化矢量指 向逐步不同的方向。接著，在RF脈沖之后，切片選擇梯度與相位編碼梯度已 經斷開之后，第三梯度線圈立即受激且沿x軸產生一梯度，這就是所謂的"頻 率編碼梯度"或"讀出梯度"，因為它只在最終測量MR信號時施加。這使得 松馳的磁化矢量參差地再受激，因而靠近梯度下端的核開始以更快的速率旋 進，而高端的核的速度還要快。當這些核再松馳時，最快的核(位于梯度高端) 將發射頻率最高的無線電波。總之，梯度線圈允許MR信號被空間編碼，使得其共振信號的頻率與相位 可唯一地限定成像區的各個部分。尤其，在氫核松馳時，各.自變為一個超小型 無線發射機，根據它所在的局部微環境，給出隨時間變化的特征脈沖，例如， 脂肪里的氫核具有與水中的氫核不同的微環境，發射不同的脈沖。由于這些差 異，結合不同組織的不同的水/脂肪比率，不同的組織可發射不同頻率的無線 電信號。在其接收周期內，體線圈檢測這些常統稱為MR信號的超小型無線電 傳輸。這些獨特的共振信號從體線圈傳輸到MR系統的接收機，在此把它們轉 換成與之相應的數學數據。為形成信噪比(SNR)良好的圖像，整個操作須重復 多次。運用多維的傅里葉變換，服系統能將數學數據轉換成二維或甚至三維的 圖像。當對人體特定部分要求更詳細的圖像時，往往還要使用局部線圈，或用它 代替整體線圈。局部線圈可以取容積線圈或表面線圈的形式。容積線圈可用來 包圍或封閉成像容積(如頭、臂、腕、腮、膝或其它有關區域)，但表面線圈只 適合貼著或放置于病人的特定表面，使下面的有關區域能夠成像(如腹部、胸 部和/或骨盆區)。此外，局部線圈還能設計成既可只作為只接收線圈工作也可 作為收發(T/R)線圈工作，只接收線圈只能檢測人體產生的MR信號(在掃描操 作時響應于MR系統產生的B,磁場)，但T/R線圈既能接收MR信號，又能發射RF脈沖，產生在有關區域組織內引起共振所必需的RFB,磁場。眾所周知，在MRI領域，可使用單個局部線圈(無論是表面的，還是容積 的)檢測MR信號。根據該單線圈法，可以用較大的局部線圈來遮蓋或封閉整個 有關區域。早期的接收線圈只是線性線圈，只能檢測有關區域產生的MR信號 中兩個正交分量(即垂直Mx'與水平M/ )中的一個。但后期的接收線圈應用了正 交模式的檢測法，能截獲垂直與水平兩種分量。與線性接收線圈相比，正交接 收線圈使得MRI系統能夠提供SNR得到很大改善的圖像，典型的是SNR提高了 多達41%。即使正交模檢測法有了很大改進，但單線圈法提供的圖像，其質量 也有明顯提高。單線圈法固有的缺點在于只采用一個線圈結構來獲取整個有關 區域的MR信號。為克服單線圈法的缺點，開發了相控陣線圈。相控陣法用多個較小的局部 線圈代替一個大型局部線圈，每只線圈只覆蓋或封閉一部分有關區域。例如， 在有兩只這種線圈的系統中，各線圈差不多覆蓋或封閉一半有關區域，而兩線 圈一般只是部分重迭以實現磁隔離。兩線圈同時獲取來自其各自部分的MR信 號，不因重迭而相互不利地作用。因各線圈只覆蓋一半有關區域，故各線圈能 接收其覆蓋區內有關區域部分比較高SNR比的MR信號。因此，相控陣較小的 局部線圈一起向MRI系統提供產生整個有關區域圖像所需的信號數據，分辨率 比得自單一大型局部線圈的分辨率更高。一例相控陣線圈是W. L. Gore and Associates公司生產的Gore③軀干陣列， 它有四只表面線圈，兩只位于前墊板，另兩只位于后墊板。兩墊板設計成分別 貼住病人腹、胸和骨盆區的前后表面。該軀干陣列設計成與數據采集系統有多 個接收機的MR系統聯用。軀干陣列的四條引線，即兩只前面線圈和兩只后面 線圈各一條，連接獨立的接收機，各接收機對它所接收到的信號直行放大和數 字化。然后，MR系統將來自獨立接收機的數字化數據組合成圖像，其總SNR優 于由只覆蓋整個有關區域的單只局部線圈或甚至兩只較大的前后局部線圈所 得到的總SNR。眾所周知，可以用內腔探頭來得到體內結構圖像。 一例現有技術的內腔探 頭可在美國專利5， 476， 095和5， 355, 087中找到，這些專利也已轉讓給本發明 受讓人，通過引用包括與此。這些專利揭示的現有技術探頭可插入直腸、陰道 與嘴等人體開口。這些專利還揭示了接口裝置，設計成使現有技術內腔探頭與 MR成像光譜系統相接。美國專利5，348，010揭示了該內腔探頭的使用方法，該專利也轉讓給本發明受讓人，通過引用包括與此。與有關接口裝置一起操作的現有技術探頭，讓MR系統產生各種體內結構諸如前列腺、結腸或子宮頸的圖像與光譜結構。這類探頭的例子包括BPX-15 前列腺/內直腸線圈(E線圈)、PCC-15結腸直腸線圈與BCR-15子宮頸線圈，都 是可置放線圈MR-Innervi^系統的一部分，由Indianola， Pennsylvania的 Medrad公司制造。接口裝置的例子包括Medrad公司生產的ATD-II和ATD-Torso裝置。ATD-II裝置把現有技術探頭與MR系統的一臺接收機接口，提供在關區域， 例如，前列腺、結腸或子宮頸的圖像或譜圖。ATD-Torso裝置不僅可作為現有 技術探頭，而且也是60^ 軀干陣列與服系統的多臺接口機接口。在這種探頭 與軀干陣列相連接時，ATD-Torso裝置使得MR系統不僅可提供前列腺、結腸或 子宮頸的圖像或譜圖，還可提供周圍構造，例如、胸與骨盆區域的圖像或譜圖。盡管這些現有技術內腔探頭和接口裝置在市場上暢銷且名聲好，但仍有若 干缺點。首先，現有技術探頭及其有關的接口裝置(即ATD-II與ATD-Torso裝 置)設計成只與l.O或1.5泰斯拉MR系統操作，因此不適用于以更高場強工作 的MR系統，諸如2.0 5. 0尤其是3. O泰斯拉的MR系統，這些服系統能產生 更高質量的圖像與光譜結果。其次，作為設計局限性的結果，現有技術內腔探 頭設計的線圈環呈現出750 1000歐姆的輸出阻抗，因而探頭的接口裝置必須 用m網絡或類似電路使線圈環高的輸出阻抗與各種MR系統所需的低輸入阻抗 (如50歐姆)相匹配。再次，現有技術探頭的設計允許將其線圈環調諧成偏離 服系統的操作頻率，而偏離程度取決于使用探頭的特定條件(如病人)，因此， 用于現有技術探頭的現有技術接口裝置一般都必須包括調諧電路，以確保內腔 探頭在所有操作條件下都能調到MR系統的操作頻率。發明目的因此，本發明的一個目的是提供一種內腔探頭，它能配用于至少以2.0 5. 0泰斯拉尤其以3. 0泰斯拉場強操作的MR系統。本發明另一目的是提供一種其線圈環的頻響特性比現有技術內腔探頭更 寬的內腔探頭，很少或甚至不犧牲信噪比，因而不必像現有技術探頭那樣需要 對每一病人或每只線圈調諧線圈環。另一目的是提供一種使這種內腔探頭與這種MR系統接口的接口裝置，以獲得有關區域高清晰度圖像與光譜結果而無須調諧探頭。另一目的是提供一種接口裝置，它使得該MR系統不僅可連接這種內腔探 頭，還能連接相控陣線圈系統如60^ 軀干陣列。本發明另一目的是提供一種應用這種內腔探頭、接口裝置與MR系統獲取病人體腔內有關區域圖像和/或譜圖的方法。本發明另一目的是提供一種適用于該MR系統的這種內腔探頭的制作方法， 以獲取病人腔體內有關區域的圖像和/或譜圖。另一目的是提供一種一次性內腔探頭，它不含可配入連接探頭的可再使用 的較昂貴的退耦元件。另一個目的是提供一種作為插入直腸的內直腸探頭的內腔探頭，以獲取男 性前列腺圖像和/或譜圖。另一目的是提供一種能插入各種軀干開口諸如直腸、陰道、嘴等的內腔探 頭，以獲取有關區域的高分辨率圖像和光譜結果。除以上諸目的與優點外，有關技術人員閱讀了本文件的詳述部分后，更容 易明白本發明的其它目的與優點。把詳細描述與附圖和下述的如權利要求結合 起來研究，其它目的與優點將變得更加清晰。發明內容通過以下所概括的諸實施例和發明的相關方面，可實現上述諸目的與優點。在一較佳實施例的一個方面，本發明提供一種配用于MR系統的內腔探頭， 以獲取病人腔體內有關區域的圖像或譜圖。該探頭包括線圈環與輸出電纜。設 計成接收有關區域MR信號的線圈環具有多只電容器，包括第一與第二驅動電 容器和調諧電容器。第一與第二驅動電容器串接在線圈環內，在其接合點形成 一虛地，對線圈環作電氣平衡與阻抗匹配。兩驅動電容器具有接近的等值。調 諧電容器串接在線圈環內，與驅動電容器的另一接合點相連接，其值選成使線 圈環在MR系統的操作頻率下共振。輸出電纜將線圈環接連接至內腔探頭的接 口裝置，其一端連接交叉的一只驅動電容器，另一端有一連接接口裝置的插頭。 輸出電纜的電氣長度為nU/2)+S,，其中n為整數，入是MR系統操作頻率的 波長，S^為增補長度，其電抗與一只驅動電容器的電抗相等。在廣泛的應用中，本發明所提供的MR系統包括MR掃描儀、內腔探頭和接口裝置。設計成插入病人腔體內的內腔探頭，包括轉軸、充氣球和線圈環，氣 球接轉軸遠端，線圈環固定在氣球內接近其前面的下邊。氣球前面適應腔體內 輪廓，氣球后面用于把氣球定位在腔體內。氣球充氣時，后面壓住腔體與其內 有關區域另一壁，迫使氣球前面抵住腔體內輪廓，使線圈環靠近有關區域，以 優化接收MR信號。線圈環有多只電容器，包括第一與第二驅動電容器和調諧 電容器。第一與第二驅動電容器串接在線圈環內，在其接合點形成對線圈環作 電氣平衡和阻抗匹配的虛地。兩驅動電容器近似為等值。調諧電容器串接在線圈環內與驅動電容器的另一接合點相連接，其值選成使線圈環在MR系統的操 作頻率下共振。MR掃描儀利用線圈環接收自有關區域的證信號產生有關區域 的圖像或譜圖。接口裝置的探頭接口電路用于對內腔探頭與MR系統作電氣互 連。探頭接口電路的特征是有一只能被MR系統偏置的PIN 二極管，由此線圈 環能(i)在接收周期內，與MR系統的探頭輸入口相耦合，和(ii)在發射周期 內，與探頭輸入口斷開。在本例另一個方面，本發明所提供的接口裝置可用于將內腔探頭與不配備 自身的前置放大器的MR系統的(探頭)輸入口連接。探頭具有輸出電纜，用于 將其線圈環連接至接口裝置。接口裝置包括PIN二極管與前置放大器。MR系統 能偏置PIN二極管，使線圈環(i)在服系統的接收周期內，與接探頭輸入口相 耦合，而(ii)在MR系統的發射周期內，與探頭輸入口斷開。前置放大器在PIN 二極管陽極與MR系統的探頭輸入口之間提供增益與阻抗匹配，使線圈環所接 收的MR信號能以增強的信噪比傳輸到服系統的探頭輸入口。在本例又一個方面，本發明所提供的接口裝置把內腔探頭和線圈系統二者 都與MR系統相連。內腔探頭的特征在于把探頭的線圈環連接至接口裝置的輸 出電纜。接口裝置讓探頭通過其輸出電纜與配有自己前置放大器的MR系統的 (探頭)輸入口相連接。接口裝置包括PIN二極管與陣列接口電路。服系統能偏 置PIN二極管，使線圈環(i)在MR系統的接收周期內，與探頭輸入口相耦合， 而(ii)在MR系統的發射周期內，與探頭輸入口斷開。陣列接口電路在電氣上 互連線圈系統與MR系統，它包括第一與第二串聯共振網絡、 一對1/4波長網 絡和1/4波長組合器。第一串聯諧振網絡把MR信號從線圈系統的第一線圈傳 輸到服系統的第一線圈輸入口，第二串振網絡把服信號從線圈系統的第二線 圈傳輸到服系統的第二線圈輸入口 。 1/4波長網絡之一接收來自線圈系統第三 線圈的服信號，另一 1/4波長網絡接收來自線圈系統第四線圈的MR的信號。1/4波長組合器組合從一對1/4波長網絡所接收到的MR信號，并將組合的MR 信號傳輸到第三線圈輸入口。本發明還提供了應用MR系統獲取病人腔體內有關區域圖像或譜圖的較佳 方法，該法包括提供內腔探頭與輸出電纜的步驟。內腔探頭應具有(i)柔性轉 軸，(ii)接在柔性轉軸端部的充氣球，和(iii)固定在氣球內接近其前面下邊能 接收來自有關區域的MR信號的線圈環。氣球前面適應腔體輪廓，后面至少有 一對波狀褶皺層。線圈環有多只電容器，包括第一與第二驅動電容器和調諧電 容器。第一與第二驅動電容器串接在線圈環內，在其接合點形成對線圈環作電 氣平衡與阻抗匹配的虛地，兩驅動電容器近似為等值。調諧電容器串接在線圈 環內，與驅動電容器的另一接合點相連接，其值選成使線圈在MR系統的操作 頻率下共振。該方法還包括提供一條輸出電纜的步驟，用于把線圈環連接于外 電路，而所述內腔探頭利用該外電路連接于MR系統。另一步驟是把內腔探頭 插入病人腔體內某一位置，使氣球前面貼緊有關區域。下一步對氣球充氣，迫 使波狀褶皺層對腔體相對有關區域的壁展開，這就迫使氣球前面貼住腔體輪 廓，使線圈環固定位于靠近有關區域，以優化接收MR信號。后續的步驟包括 使有關區域發射MR信號，并用線圈環檢測有關區域內感應出的MR信號。該方 法還包括使用從中所接收到的服信號來產生有關區域的圖像與譜圖的步驟。本發明還提供了配用于MR系統的內腔探頭制作的較佳方法，該內腔探頭 可獲取病人腔體內有關區域的圖像或譜圖。該方法包括步驟選擇探頭線圈環 的尺寸，使探頭適于插入腔內，并臨時插入一串接在線圈環內的可變電容器。 該方法還包括步驟讓線圈環承受MR系統的操作頻率，并隨后將可變電容器 調到與線圈環共振的共振值。在該操作頻率上，線圈環的容抗將等于線圈環的 感抗。相關步驟包括測量線圈環在加載時的品質因數，再用測得的品質因數和 線圈環加載時的感抗確定線圈環的串聯電阻。接著，計算匹配電容器的匹配值， 使探頭的輸出阻抗與內腔探頭接口所用的外部電路所需的阻抗相匹配。該法還包括步驟把兩只具有匹配值的驅動電容器以相互串接的方式插入線圈環，在連接驅動電容器的地方形成接合點。該接合點可連接著輸出電纜的屏蔽導體， 驅動電容器之一的相對點的另一接點可連接著輸出電纜的中心導體。然后，選 擇調諧電容器，使得線圈環的總電容等于共振值，再用調諧電容器代替可變電 容器。該調諧電容器串接在線圈環內，與兩驅動電容器的接合點的另一接點相 連接。于是，接合點形成電氣平衡線圈環的虛地。應該理解的是，本發明并不限于上述的較佳實施例如和相關方面。 附圖簡介參照以下詳述和附圖，將更好地理解本發明及其提出的和替代的諸較佳實 施例，其中圖l是根據本發明較佳實施例一個方面的內腔探頭的線圈環與輸出電纜示 意圖；圖2是表示

圖1的內腔探頭處于完全組裝和完全配備狀態的透視圖；圖3是以圖2所示的直線3-3截取的內腔探頭截面圖，示出了探頭遠端和 對其連接的充氣球；圖4是以圖2所示的直線4-4截取的內腔探頭局部截面圖，示出其轉軸截 面與限定在其內的兩個管腔及搭鎖在轉軸上的防移圓片；圖5是以圖3所示的直線5-5截取的內腔探頭遠端的截面圖，示出其內外 氣球、位于氣球間的線圈環和兩個管腔限定在其內的轉軸；圖6是以圖3所示的直線6-6截取的內腔探頭遠端的截面圖，示出其位于 內氣球前面頂上的線圈環；圖7是圖2所示內腔探頭轉軸的截面圖，示出兩個限定在其內的管腔和其 遠端的柔性軸尖；圖8是根據本發明較佳實施例另一方面的接口裝置示意圖，在其單接收機 型式中，接口裝置具有探頭接口電路，用于將圖卜7的內腔探頭與不配備自身 前置放大器的服系統的(探頭)輸入口相連接；圖9是根據本發明較佳實施例又一方面的接口裝置示意圖，在其多接收機 型式中，接口裝置具有(i)把圖1-7的內腔探頭與配有自身前置放大器的MR系 統的(探頭)輸入口相連接的探頭接口電路，和(ii)把相控陣線圈系統諸如 Gor^軀干陣列與MR系統的(線圈)輸入口相連接的陣列接口電路；圖10是圖8所示的單接收機型式的接口裝置透視圖，設計成將內腔探頭 與不配備前置放大器的MR系統通過其(探頭)輸入口相連接；圖11是圖9所示的多接收機型式的接口裝置透視圖，設計成將內腔探頭 和相控陣列線圈系統諸如60^ 軀干陣列與11 系統的相控陣口相連接；圖12是根據本發明第一替代實施例的內腔探頭的線圈環和輸出電纜以及 接口裝置與之對應的退耦二極管的示意圖；圖13是根據本發明第二替代實施例的內腔探頭的線圈環和輸出電纜以及 接口裝置與之對應的退耦二極管的示意圖；和圖14是本發明第三替代實施例的內腔探頭的線圈環和輸出電纜以及接口 裝置與之對應的退耦二極管的示意圖。發明的詳細描述在所有的實施例與有關方面中，以下所披露的本發明可理想地配用于以 3. 0泰斯拉場強工作的服系統，盡管也適用于可工作于2. 0 5. OT的服系統。 為便于說明，本發明以General Electric Medical Systems (GEMS)公司生產的 3.0T系統的內容進行討論。圖l-7示出本發明較佳實施例的一個方面，即通常指定為1的內腔探頭。 該探頭配用于MR系統，以獲取病的腔體內有關區域的圖像或譜圖。這里描述 一特定實施法，即內直腸探頭設計成插入直腸而獲取男性前列腺圖像和/或譜 圖。雖然這里示出了內直腸探頭，但應理解的是，本發明同樣可適合于諸如內 腔探頭通過嘴、陰道或其它開口能接近的其它有關區域而獲取圖像和/或譜圖。 這里所提出的原理還可應用于MR成像或光譜技術，適合動脈、靜脈和人體其 它構造。無論哪種場合，都要把內腔探頭內的接收線圈裝入或配入設計成符合 目標構造的封裝件里。在圖l所示的最新方面中，內腔探頭l包括線圈環2和輸出電纜3。線圈 環2最好用柔性導電材料制作，較佳為能拾取射頻(RF)信號的單匝線圈。設計 成接收來自有關區域的磁共振RF信號的線圈環2具有多只電容器，包括第一 與第二驅動電容器21和23以及調諧電容器24，第一與第二驅動電容器在線圈 環2內串接。如下所述，連接驅動電容器21與23的接合點22，形成對線圈環 2作電氣平衡和阻抗匹配的虛地。調諧電容器24也串接在線圈環2內，但與電 容器21和23的接合點22相對的另一接點相連接。調諧電容器24選成使線圈 環2在MR系統的操作頻率下共振，對3. 0 Telsa掃描儀而言，其振頻率約為 128MHz。輸出電纜3設計成將線圈環2連接著內腔探頭1的接口裝置。這種接口裝 置諸如下述的任一種，其另一端連接著MR系統10的探頭輸入口，如圖8和9 所示。包在絕緣外殼內的輸出電纜3具有絕緣設置在其內的屏蔽導體31和中 心導體32，前者連接著接合點22，后者連接著驅動電容器21與23之一相對接合點22的另一節點，如圖1所示。此外，出于下述的理由，輸出電纜3的電氣長度較佳為n(A/2)+S"其中n為整數，A為 MR系統10的操作頻率的 波長，S,為增補長度。圖2示出本發明全組裝形式的內腔探頭1，圖3-7示出其各部分截面圖。 內腔探頭1包括柔性轉軸40和內外氣球50與60。轉軸40有一遠端，其軸尖 41較佳地比轉軸其余部分靈活得多，實際上與軸其余部分相鍵合，如標號15 所示。使用這種柔性軸尖41，不僅減小了病人的不舒適感，也減少了探頭使用 時穿破附近組織的可能性。內氣球50連接著轉軸40的遠端并包封其軸尖41,最好如圖3所示。內氣 球50—般為圓柱形，但其前面51基本上為平坦截面，它用夾具16固定于轉 軸40并利用阻礙物與轉軸40遠端適配。線圈環2本身較佳地包封在上面使用 收縮包殼或類似管材的5K伏絕緣體內，從而提供雙層絕緣。然后用最好由粘 布組成的非伸展材料55把線圈環2連接到內氣球50的前面51，把線圈環2固 定在內外氣球50與60之間。另一氣球60也接轉軸40的遠端，封閉線圈環2和內氣球50，可用夾具 17把它固定于轉軸40并通過阻礙物與遠端適配。外氣球60有前后面61與62。 前面61較佳為馬鞍形，貼住腔體相應形狀的內面/輪廓，在前列腺探頭的情況 下，將是直腸壺腹下面的直腸前列腺凸起。后面62的特點在于至少有一對從 中伸出的波狀褶皺層63。如下所述，內氣球50充氣時，這些褶皺層63能使外 氣球60將線圈環2在操作時正確地定位成靠近病人直腸前列腺凸起，這就優 化了線圈環2與目標構造間的耦合。另外，正如圖5所示，較佳地在外氣球60 內的前后面61與62中間設置橫向凹槽64，這些凹槽在組裝探頭1時形成在其 上安置線圈環2側邊的架子，在氣球50與60不充氣時把線圈環定位在這些表 面之間。氣球50與60各自較佳地用醫療級橡膠或其它合適的彈性材料制作， 這類材料當然為非順磁性，介電損耗很小。柔性轉軸40限定兩個管腔42與44，如圖3、 4、 5和7所示。在其接近遠 端的圓柱壁內，轉軸40還限定了與管腔42聯通的孔43，如圖7所示。管腔 42與孔43 —起作為通道，在充放氣時分別將空氣或其它氣體泵入和排出內氣 球50。離遠端再遠些，轉軸40在其圓柱壁內限定另一孔45，管腔44與孔45 作為輸出電纜3從線圈環2引出通過的管道。如圖2所示，輸出電纜3在其近 端的插頭35將內腔探頭1與有關接口裝置相接。內腔探頭1還包括防移圓片46、導引器48和手柄49。手柄49固定于轉 軸40的近端，當其遠端連同固定在其上的外氣球60被插入直腸并腔體內正確 對準時，使探頭1便于操縱，如下所述。導引器48也稱為擴張元件，設計成 便于在轉軸40的全長度內滑動。較佳地用漏極斗狀導引器48手工擴張肛門括 約肌，以便于外氣球60在腔體內定位。不用導引器48，則肛門括約肌會收緊 轉軸40，妨礙內腔探頭l在腔體內作旋轉和縱向定位。由半剛性塑料或其它合 適聚合物構成的防移圓片46，較佳為半球形。如圖2和4所示，圓片46限定 了槽47，該槽使圓片46搭鎖到轉軸40上。當防移圓片46在探頭插入直腸后 附著于鄰近肛門括約肌的轉軸40時，可防止探頭1因結腸正常的蠕動作用而 出現明顯移動。內腔探頭1還包括控制內氣球50充氣的裝置，較佳為壓縮充氣環套70、 管子71和管塞72的形式。環套可用尺寸合適的注射器代替，管子71把充氣 環套70或注射器接到轉軸40近端的管腔42，管塞72與管子71串接并用于控 制空氣泵入或放出內氣球50。探頭1的另一特征是印在轉軸40外表面上的標 尺14，該標尺不僅指示轉軸40插入腔體的距離，而且還指示遠端的轉向，使 外氣球60的馬鞍形前面61對準前列腺。操作時，內腔探頭1的遠端經直腸插入腔體，而內氣球50和環包著其的 外氣球60都處于不充氣態。遠端一插入，就用導引器48保持肛門括約肌擴張， 使轉軸40及其氣球包封的遠端便于在腔體內操作。遠端插入和導引器48就位 后，轉軸40上的標尺14就作為導軌，使醫師能更準確地將探頭在有關區域附 近的腔體內轉動和縱向地定位。內腔探頭1 一旦正確定位，導引器48就能沿 轉軸向下拉出，讓括約肌收緊轉軸40，這有助于保持內腔探頭l就位。然后把 防移圓片46搭鎖在括約肌附近的轉軸40上，保證內腔探頭1在MR掃描時保 持原位。氣球充氣前，管塞72必須切換到打開狀態。通過泵運充氣套環70，內氣 球經管子71、管塞72和轉軸40中的管腔42與孔43充氣。內氣球充氣時，把 線圈環2緊固到內氣球50前面51的非伸展材料55也在后面聚集內氣球的充 氣，把氣充入外氣球60的波狀褶皺層63。波狀褶皺層63充氣時，立即迫使外 氣球60的后面62(即褶皺層63)貼住腔體相對有關區域的壁。當內氣球50繼 續充氣時，膨脹力導向外氣球60前面61的下邊。于是，內氣球50接線圈環 2的前面51迫使外氣球60馬鞍形的前面61貼住腔體相應形狀的內部輪廓，即，直腸的前列腺區。
一旦遠端的氣球全充氣，線圈環2就接近前列腺，以便于在MR掃描時能優化接受MR信號。然后將管塞72切換到閉合位置，讓醫師斷開充 氣套環70而不使氣球50與60放氣。然后，內腔探頭1經輸出電纜3的插頭 35連接著有關接口裝置。掃描結束時，醫師只要把管塞72切換到打開位置，讓內外氣球50與60 放氣無論防移圓片46是否從轉軸40取出，只要拉內腔探頭l手柄49，就可從 直腸中取出氣球包封的遠端。或者，內腔探頭l可用單氣球代替上述的雙氣球，氣球由單層醫療級橡膠 或其它合適的彈性材料構成。在該結構中，氣球仍接到柔性轉軸40的遠端， 氣球較佳的具有前面和后面，且類同于雙氣球型能討論的結構。然而，線圈環 2最好粘合或緊固到氣球前面61的下邊。在制作氣球時，線圈環2還可封裝在 前面61內，例如先把線圈環2置于氣球表面，然后將氣球下沉，在其外表面 上放置另一層材料，從而蓋住線圈環2并形成上述的前面61。但在把充氣球插 入腔體充氣時，制作的波狀褶皺層63將壓住腔體相對有關區域的壁。 一旦氣 球充足時，就迫使其前面61貼住腔體相等形成的內部輪廓，從而使得線圈環2 靠緊有關區域(即前列腺)，從這里可最佳地接收MR信號。本發明還提供一較佳的內腔探頭1設計方法。熟練的技術人士閱讀了本文 檔將會使本發明所設想的各種變化變得顯而易見的。該較佳方法第一步是選擇 構成線圈環2的基礎的導線環尺寸。用于對前列腺成像的內腔探頭，導線環的 尺寸能使探頭遠端包括當中有線圈環2的兩只氣球能插入直腸，病人的不舒適 感最小。下一步是在導線環內臨時插一只可變電容器，再使環經受MR系統的 操作頻率。本發明特別適合于3.0泰斯拉的掃描儀，其操作頻率接近于128MHz， 對于GEMS3.0 T的Sign^掃描儀，操作頻率實際上更接近于127. 74MHz，對于 Siemens3. 0 T掃描儀，操作頻率接近于123. 2MHz。導線環在指定的操作頻率下承受RF能量時，將可變電容器調到導線環共 振的值，下稱C, 一旦共振，當然在該操作頻率下導線環的容抗與感抗是相等。 為了下面的計算，根據本較佳的內腔探頭l設計法，在導線環內建立共振的理 想"v值為10 pF。U建立后，可在環工作于加載條件下測量其品質系數。已知有若干種測量 品質系數的技術， 一種技術用兩只測試探頭和網絡分析儀作S2,響應測量，兩測 試探頭分別接網絡分析儀的端口 1與2。運用兩測試探頭定位成相互成直角的環，把本發明的導線環置于其間，該結構允許在導線環內感應出加到第一測試探頭環的RF能量，依次在第二測試探頭環內感應出RF信號。然后。兩測試探 頭將各自的RF信號傳到網絡分析儀，后者的幅值與頻率的關系圖示出得到的 頻響曲線。利用所顯示的信號，通過找出頻響曲線的中心頻率并將它除以3dB 帶寬(即，曲線高通端與低通端3dB(半功率)點之間的頻帶)，就能確定品質系 數。對3.0泰斯拉掃描儀，環的品質系數為10 20。更典型的是，在加載條件下，環的品質系數一般為Q加載二15(被測值)該方法下一步是測定環的串聯電阻Rs。該串聯電阻代表環因出現在病人腔 體內而呈現的等效電阻損耗，因而Rs不是一只物理元件，只是病人對環的作 用，它通在線圈環2內部分耗散能量而降低了線圈環的質量。它可計算為Rs=XL/Q式中Q是上面測出的品質系數，X,是導線環加載時的感抗。如上所述，環 的容抗與感抗在共振時相等XL = 2 rfLco,l及Xp = l/(27rfCRV)式中f是服系統10的操作頻率，因而環的感抗XJ十算為 XL= l/(27rfCRV)= 1/(2irx 128x106 x 10xl0"2) = 124.34 li,因此，環的串聯電阻為Rs-X!/Q加載=124.34 0/15-8.29 a該法還要求使內腔探頭1的輸出阻抗與內腔探頭接口所用的外部電路所需 的阻抗相匹配。外部電路可以取這里揭示的接口裝置之一的形式， 一般要求阻 抗為50Q。因此，該方法的這一步包括設計-阻抗匹配網絡，使外部電路所需 的阻抗Rp與環的串聯電阻Rs相匹配。在該阻抗匹配網絡中，匹配網絡串并聯 支路的品質相同，表示為Qp=Rp/Xp和Qs=Xs/Rs。因此，Rs與Rp通過下式相 關RP = (Q2 + l)Rs式中Rp也稱為等效并聯電阻。假定匹配網絡串并聯支路的品質一樣，則匹配網絡的品質稱為Q= Qs.p = (Rp/Rs - if' = (50 Q/8.29 fl -1, = 2.24.于是，由下式算出與阻抗匹配網絡中Rp有關的并聯電抗Xp:Xp = Rp/Q - 50 0/2.24 = 22.32再根據并聯電抗確定匹配電容器的值CP= l/(2rfXp)= 1/(2ttx 128xl06 x 22.32) = 55.7 pF另一步是將具有匹配值的兩只電容器相互串聯地插入導線環。這是兩只驅 動電容器U與CD2，圖1中分別標為21與23。運用以上計算，驅動電容器21 與23的總有效值為27.85Pf。互連接驅動電容器21與23的位置形成接合點 22。輸出電纜3的屏蔽導體31連接著接合點22，中心導體32連接著驅動電容 器21或23的另一側節點。因而根據以上計算，驅動電容器21的值C。,能使線 圈環2對接口裝置或其它外部電路呈現為50Q的源，這樣50Q的同軸電纜被 用作輸出電纜3。下一步是選擇調諧電容器C，，使導線環總電容等于共振值Qv。可由下式確 定導線環總電容"v:1/CRV - 1/CTUN + l/CDi + 1/CD2.= I/Ctun + 2/CD式中CD=CD1=CD2，然后，以下式來計算調諧電容器值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，從導線環中去除可變電容器，換上調諧電容器CTUN。圖1中標為CT 的調諧電容器24串接在導線環內接合點22的另一側，因而接合點22構成電 氣平衡線圈環的虛地，因為電場實際上為零，各驅動電容器兩端的電壓降相等但符號相反。這種結構在服系統io接收周期內產生相對于病人呈對稱的電場，使線圈環2對該磁場而不是電場即有關區域發射的MR信號的分量尤其敏感， 從而線圈環2以比現有技術探頭更大的信噪比接收MR信號。而且安全性也更 大，因為線圈環內感應的電壓為線圈環完全不平衡時的一半。由于線圈環2的操作頻率高(如3. OT服系統為128腿z)而工作Q值極低(即 10 20)，不必按病人或按線圈調諧線圈環2，這與美國專利5,476,095與 5，355，08)揭示的探頭不同。根據以上計算，包括加載線圈環的品質系數，線 圈環2的帶寬標稱為土4.25腿z。因此，假定線圈環用±2%的元件構制，各探頭 間的調諧偏差最大為士1.85MHz，這遠遠小于線圈環的3dB寬帶，甚至沒有下述 低輸入阻抗前置放大器的影響。調諧實際上被固定，而不需要兼顧材料，因線 圈環2的Q值在加載條件下很低。輸出電纜3的電氣長度較佳為nU/2)+SL，其中n為整數，入是MR系統 IO操作頻率的波長，St為增補長度。如圖1所示，輸出電纜3的全長從線圈環 2延伸至其插頭35，插頭35代表輸出電纜接PIN 二極管33的點，二極管33 也稱為接口裝置或其它外部電路的退耦二極管。n(A/2)部分得出長為操作波 長一半的部分，實際上呈現為零電氣長度。n值通常只須為1，因為線圈環2 實際上總是十分靠近要連接的電路。S,代表輸出電纜3的附加部分，其感抗最 好等于在其兩端接電纜3的端子的第一電容器21的容抗。其凈效應為輸出電 纜3的全長度呈現出與第一電容器21的容抗相等的感抗。因而，增補長度S,本身可用作電感器，下稱L。，它影響著內腔探頭l的工 作。在服系統10發射周期內，MR系統用200raA電流正向偏置PIN二極管33， 將內腔探頭1的線圈環2退出MR系統(如見圖8)，實際上短路了 PIN 二極管 33，使輸出電纜3的固有電感器L。與第一驅動電容器21即U成為并聯共振電 路。該并聯共振電路的高阻抗近似于斷路，實際上斷開了線圈環2，從而使內 腔探頭1退出主MR系統10的探頭輸入口。反之在接收周期內，MR系統用-5 伏DC反偏置退耦二極管33，使內腔探頭l耦接服系統，實際上讓輸出電纜3 用作50Q傳輸線而不是電感器U從而線圈環2利用MR系統10的體線圈(或 其它外接線圈)發射的共振感應RF脈沖來檢測有關區域內產生的MR信號。MR 信號再經電纜3的導體傳給接口裝置。驅動電容器Cw與C。2的值一般為62 82pF，同樣地，調諧電容器24即CT， 較佳為12 15pF。 Cw使用該范圍下端的值，可在發射周期內實現較佳退耦(斷 路阻抗更高)。驅動電容器21這種較低的值也增大了線圈環2在接收周期內呈 現給接口裝置的源阻抗。此外，SL準確的長度取決于內腔探頭1內使用的特定 線圈環。對于使用時輕微加載的線圈環，比如說使用120pF的驅動電容器，這 祥Sl將更短。反之，對較重加載的線圈環，可能使用40pF的驅動電容器，則 S^可更長。上述內腔探頭1尤其適合配用于GEMS生成的3.0T MS系統作為內直腸線 圈探頭，當然也能用于其它場合。圖8與9示出本發明該實施例的另兩個方面，二者都設計成使內腔探頭1 與GEMS的MR系統接口。在其第一方面，接口裝置將內腔探頭與MR系統的一 臺接收機相連，故稱為單接收機型。在其第二方面，接口裝置將內腔探頭l和 外接線圈都與使用多臺接收機的MR系統相連，稱為多接收機型。眾所周知，典型的GEMS Sign^系統的特點是有四臺接收機和八個輸入端口，接收機0連 接著端口 l或5，接收機l連接著端口 2或6，接收機2連接著端口 3或7，接 收機3連接著端口4或8。在標準配置中，除了連接著端口1和8外，GEMSMR 系統的每一輸入端口都具有一前置放大器。圖8和10示出其單接收機型的接口裝置， 一般標為100。接口裝置100設 計成用其連接器102通過輸出電纜3將內腔探頭1互連到不配備自身前置放大 器的主控服系統10的端口 1，因此接口裝置100包括PIN二極管33和前置放 大器101。 PIN二極管33跨接在里面插有輸出電纜3插頭35的接口裝置100 的輸入插口 103，這一設計選擇讓P頂二極管33在物理上遠離內腔探頭1，使 它在探頭1被處理掉后仍可再用作接口裝置的部件。前置放大器包括GASFEA110 與串振輸入電路130，后者包括輸入電容器Cp與輸入電感器Lp，在其接合點 還連接著GASFET110的柵極。GASFET110的源極連接偏置電阻器RB，漏極耦合 電容器Cc與RF扼流圈RFC2。根據已知的電路設計原理，把電阻器RB選成使流 過GASFET110的電流產生合適的增益和低噪聲指數。RFC2讓DC電饋給GASFET110 的漏極，在MR系統IO接收周期內不必短路前置放大器IOI輸出的MRRF信號。 在電容器Cc另一側較佳地用電纜圈套115阻塞不希望的電纜電流。當接口裝置100經探頭電纜150與連接器102連接服系統時，漏極通過 耦合電容器Cc與電纜圈套115聯結MR系統10的端口 1，漏極還通過RF扼流 圈RFC2聯結MR系統10的DC電源。旁路電容器&2連接在該RF扼流圈與地之 間，把任何非DC分量接地。接口裝置100還包括旁路電容器Q與RF扼流圈 RFd，前者接在地與使服系統10能偏置PIN 二極管33的偏置線路121之間， 使任何非DC分量離開偏置線路和退耦二極管33。 RFd連接在PIN 二極管33的 陽極與旁路電容器Cb,之同，對RF頻率呈現高阻抗而不明顯限制偏流的流動。 接口裝置100還包括前置放大器保護二極管Dpp與旁路電容器CB3，前者在MR 系統的發射周期保護前置放大器101，后者接在二極管Dpp的陽極與地之間。 RFC3防止來自前置放大器101的任何RF電流流入MR系統10，讓偏置電流在偏 置線路121上流動。MR系統10在發射周期通過偏置線路121正向偏置二極管D。與Dpp。如上 所述，PIN 二極管D。位于裝置100內插有輸出電纜3插頭35的連接器103的兩 端，使內腔探頭l退耦。同時，前置放大器保護二極管Dpp有效地短路GASFET IIO的柵極，防止發射的RF脈沖信號損壞前置放大器lOl。在接收周期，MR系統10反偏這些二極管，有效地使它們斷開。線圈環2在加載條件下操作時，串振電路130對GASFET 110提供優化阻抗。串振電路130耦接GASFET 110的 柵，對前置放大器IOI提供較低的輸入阻抗，拓寬了線圈環2的頻響特性，從 而彌補了固定式調諧方案，與美國專利5， 476， 095和5，355，087揭示的探頭相 比，線圈環2的調諧寬松多了。更具體地說，把線圈環2用作50Q輸入端，串 振電路130將對GASFET110提供高阻抗( 1000 2000 Q )，而對線圈環2呈現 極低阻抗( 1 5Q)。這樣有效地使線圈環2有所退耦，拓寬了其頻響特性而 不犧牲信噪比。因此，前置放大器IOI連同其串振輸入電路130在退耦二極管 33的陽極與端口 1之間提供了增益與阻抗匹配，使線圈環2檢出的MR信號以 增強的信噪比傳輸到MR系統的端口 1。接口裝置100較佳地還配有電路160，在內腔探頭1設有連接接口裝置時， 可防止MR系統IO掃描。該電路160可在斷開探頭時使MR系統10內的驅動器 失效，防止它掃描。也可用語音報警或顯示器161作為電路160的一部分，通 過它向醫務人員提示這一故障。圖9和11示出其多接收機型的接口裝置，標為200。接口裝置200設計成 用其連接器202不僅將內腔探頭1而且還將相控陣線圈系統80—起與GEMS3.0T Signa MD系統的相控陣端口相連。該相控陣端口一般有四個端口 (如端口 2、 4、 5和7)，都能通過單連接器進入。現有技術的GoreS軀干陣列是一種這樣的 相控陣線圈系統80，本身可通過其單連接器81插入相控陣端口。若把Gore⑧ 軀干陣列用作線圈系統80，則圖9的線圈元件Pl與P2為前墊板82中的兩只 表面線圈，線圈元件Pl與P2為后墊板83中的兩只表面線圈。兩墊板各自有 兩只線圈元件，其引線通過兩根電纜84、 85引到單連接器81。 Gor^軀干陣列 80正是利用連接器81插入主控MR系統的相控陣端口 ，其四只線圈元件與四個 系統端口互連。但接口裝置200與內腔探頭1和Gor^軀干陣列配用時，將把 五只線圈元件(即線圈環2和線圈元件A1、 A2、 P1與P2)與服系統10的四接 收機相控陣端口相連。接口裝置200把四只線圈的軀干陣列與僅僅只接收的內 直腸線圈l組合起來，與相控陣成像骨盆區域一起高分辨率地成像前列腺。接口裝置包括探頭接口電路210與陣列接口電路240，前者包括PIN二極 管33和電纜圈套211， PIN 二極管33跨接裝置200里插有輸出電纜3的插頭 35的輸入插口 203。探頭電纜213也稱電路長度213，用來把退耦二極管33并 通過其內腔探頭1的線圈環2與MR系統10的第一端口 (即端口 7)相連接。電纜圈套211防止不希望的電流在探頭電纜的屏蔽導體上流動。如圖9所示，電路長度213的電氣長度較佳為n(A/2)，其中n為整數，入是MR系統操作頻率 的波長，這使電路長度213實際上為零電氣長度。陣列接口電路240把相控陣線圈系統80與MR系統10電氣互連，它包括 第一與第二串陣網絡242與252、兩個1/4波長網絡261與261和1/4波長組 合器271。假定線圈系統80取60^ 軀干陣列形式，串振網絡242就將服信 號從前面的線圈元件A1傳輸到MR系統10的第二端口(即端口 4)。同樣地，另 一串振網絡252將MR信號從前面的線圈元件A2傳輸到第三端口 (即端口 2)。 如圖9所示， 一個1/4波長網絡261接收來自后面線圈元件P1的MR信號，另 一 1/4波長網絡262接收來自后面線圈元件P2的服信號。較佳的是Wilkinsou 型的1/4波長組合器271，接在1/4波長網絡261和262的輸出端，它組合接 收來自這兩個網絡的MR信號，把得出的MR信號傳輸到MR系統10的第四端口 (即端口 5)。第一串振網242包括電容器U與RF扼流圈RFC5，同樣地，第二串振網252 包括電容器CB2與RF扼流圈RFC6， CR1與CR2的值選成使各電容器調除其個別電路 通路中固有的電感。這樣，第一與第二網絡242和252在服系統IO操作頻率 下串振(即長度為n(A/2)時起作用，n二0)，使線圈系統80和MR系統10在電 氣上的工作如同對網絡240與252沒有長度一樣。另外，RF扼流圈RFCs置成與 電容器C^并聯，像扼流圈RFCe與電容器C^并聯一樣，因為沿著串振網242與 252的電路通路，服系統10為前面的線圈元件Al和A2把偏置信號傳輸到線 圈系統80的退耦二極管。扼流圈RFCs與RFa讓這些偏置信號從端口 4和2傳 輸到這些退耦二極管。另如圖9所示，電路通路從線圈元件P1的輸入端(通過網261與組合器271) 到端口5的長度，理想的是操作波長的一半(即n入/2)。從線圈元件P2的輸入 端延伸到端口 5的電路通路，長度一樣。因此，這些電路通路實際上呈現為零 電氣長度，使端口 5中低阻抗前置放大器的有利作用反射回它們各自的輸入端。 此外，MR系統10為后面的線圈元件Pl與P2把偏置信號傳輸到退耦二極管。 組合器271與網261內的RF扼流圈與相關電路，允許偏置信號從端口 5傳輸 到線圈元件P2的退耦二極管。RF扼流圈RFC7與相關電路允許偏置信號從端口 8傳輸到線圈元件Pl的退耦二極管。線圈元件Pl的偏置信號源自端口 8，與 線圈元件P2的偏置信號無關。在發射周期，MR系統10利用較佳地迭加在電纜信號線213上的退耦電壓 正向偏置退耦二極管DD，因而跨接與裝置200中插有輸出電纜3插頭35的連 接器203的PIN二極管D。將使內腔探頭1退耦，如上所述。MR系統10還同時 正向偏置線圈系統80中的四只線圈元件Al、 A2、 Pl與P2的退耦二極管，使 這些退耦二極管短路，由此形成高阻抗的并聯共振電路，有效地使線圈系統80 的四只線圈元件斷路。這樣，主控MR系統10將使內腔探頭1和軀干陣列80 都退出MR系統的相控陣端口。反之，在接收周期，服系統10反向偏置探頭1 的PIN 二極管D。與線圈系統80的退耦二極管，實際上將它們斷開，這樣就把 內腔探頭1和軀干陣列80耦接相控陣端口，使線圈環2和線圈元件A1、 A2、 Pl與P2響應于共振感應的RF脈沖，檢測其各自有關區域(如前列腺與周圍腹 部、胸部與骨盆區域)發射的MR信號。然后，以上述方法使該MR信號通過接 口裝置200傳送，并經連接器202傳到主控服系統10的相控陣端口 。接口裝置200較佳地還配有電路280，防止服系統在內腔探頭l設有連接 接口裝置時掃描。這種電路280還包括連接里面插有內腔探頭1插頭35的插 口 203的探頭檢測線路。探頭1連接接口裝置200時(即插頭35插入插口 203)， 探頭檢測線路就接地，于是電路280檢測該地，把有關信號傳輸到端口 1，使 MR系統開始掃描。若內腔探頭設有連接接口裝置，則電路280檢測造成的斷路， 通過改變端口 l狀態作出回答，以防MR系統掃描。也可用語音報警或顯示器 281作為電路280的一部分，通過它向醫師提示這一故障。當然，本發明還設 想出其它各種判斷探頭是否接接口裝置的方法。圖12示出本發明第一替代實施例的內腔探頭和接口裝置與之對應的有關 部分。具體而言，圖12示出了不通過輸出電纜3a連接著接口裝置退耦二極管 D。的線圈環2a。輸出電纜3a不平衡，其屏蔽導體31a連接著接合點22a，中心 導體32a接驅動電容器Cw另一側的節點。但不像前述的實施例，輸出電纜3a 的電氣長度僅為n(A/2)，因為增補長度S,已配在接口裝置內。如圖12所示， 例如其實現方法是保證使輸入插口到退耦二極管D。的電氣長等于S,。當探頭的 輸出電纜3a插入接口裝置時，線圈環2a到PIN二極管D。的總電氣長度等于n(入 /2)+S,。雖然該例把S,置于接口裝置而不是輸出電纜3a，但在MR系統的發射 與接收兩個周期，仍能 使內腔探頭及其相應的接口裝置以本發明較佳實施例同 樣的方法工作。圖13示出本發明第二替代實施例的內腔探頭和接口裝置與之對應的有關部分。具體地說，圖13示出通過平衡式輸出電纜3b連接到接口裝置退耦二極 管Dw與D。2的線圈環2b。在輸出電纜3b —端，第一與第二中心導體32b與34b 分別接驅動電容器C^與U另一側的節點。當插入相應接口裝置的輸入插口時， 輸出電纜3b在其近端的第一與第二中心導體32b與34b分別電氣連接二極管 D。,與D。2的陽極，其屏蔽導體31b與兩只退耦二極管的陰極接地。與前述的實 施例不同，輸出電纜3b的電氣長度僅為n(A/2)，因Sd乃配在接口裝置內。如 此使用平衡式輸出電纜3b，可比第一替代實施例使用的不平衡式輸出電纜3a 更好地退耦(如各驅動電容器兩端為2 X 1500 Q )。圖14示出本發明第三替代實施例的內腔探頭和接口裝置與之對應的有關 部分。探頭的線圈環2c通過平衡式輸出電纜3c連接接口裝置的退耦二極管DD。 與前述的實施例不同，線圈環2c只用一只驅動電容器C。構制，調諧電容器CT 位于導線環內的另一側。驅動電容器C。與調諧電容器CT的值一般按前述方法計 算，使線圈環2c不僅對接口裝置呈現為50Q源，而且在MR系統的操作頻率下 共振。在輸出電纜3c —端，第一與第二中心導體32c與34c跨接驅動電容器 C。的兩端。當插入接口裝置的輸入插口時，輸出電纜3c在其近端的第一與第二 導體32c與34c分別電氣連接退耦二極管D。的陽極與陰極，其屏蔽導體31c與 接口裝置接地。與前述的實施例不同，輸出電纜3c的電氣長度只有n(A/2)， 因為S,仍配在接口裝置內。磁共振成像與光譜領域的技術人員應明白，上述任一實施例的內腔探頭可 用排成相控陣結構的兩只或更多線圈環構成。此外，單個內腔探頭里的兩只或 更多線圈環共同定向，以便正交覆蓋有關區域。這種內腔探頭的輸出電纜必須 相應地修正，以把線圈環正確地連接至接口裝置。已按專利法詳細提出了實施本發明的目前較佳與替代的諸實施例，本發明 所屬領域的技術人員可知道其它各種實施本發明的途徑而不違背下述如權利 要求的精神。因此，落在如權利要求含義與同等范圍內的所有變化與變型都包 含在其范圍內。技術人員還將明白，本發明范圍由下述如權利要求而不是前述 任一具體實例或實施例指明。因此，為促進科技發展，我們用"專利證"的專有權在專利法規定的時間 包括所有下述如權利要求所包含的內容。
權利要求
1.一種使內腔探頭與磁共振(MR)系統接口的接口裝置，所述內腔探頭具有把所述內腔探頭的線圈環接到所述接口裝置的輸出電纜，其特征在于，所述接口裝置包括(a)由所述MR系統偏置的PIN二極管，使所述線圈環能(i)在所述MR系統的接收周期與所述MR系統的探頭輸入口相耦合，和(ii)在所述MR系統的發射周期與所述探頭輸入口斷開；和(b)在所述PIN二極管的陽極與所述MR系統的所述探頭輸入口之間提供增益與阻抗匹配的前置放大器，使所述MR信號以增強的信噪比傳輸到所述MR系統的所述探頭輸入口。
2. 如權利要求l所述的接口裝置，其特征在于，所述前置放大器包括(a) 有柵極、源極與漏極的GASFET;和(b) 把所述內腔探頭耦接至所述GASFET的所述柵極而拓展所述線圈環頻響 特性的串振輸入電路，所述串振輸入電路包括輸入電容器與輸入電感器，其節點接所述GASFET的所述柵極，所述串振輸入電路在所述服系統的所述接 收周期，在加載所述線圈環時向所述GASFET提供優化的阻抗。
3. 如權利要求2所述的接口裝置，其特征在于，所述GASFET的所述源極 連接偏置電阻器，所述漏極連接耦合電容器與RF扼流圈；當所述接口裝置連 接所述MR系統時，所述漏極經所述耦合電容器連接著所述探頭輸入口，經所 述RF扼流圈連接著所述服系統里的DC電源極。
4. 如權利要求l所述的接口裝置，其特征在于，還包括(a) 把所述接口裝置的輸出在接到所述MR系統的所述探頭輸入口的探頭電 纜；禾口(b) 防止不希望的電流在所述探頭電纜屏蔽導體上流動的電纜圈套。
5. 如權利要求l所述的接口裝置，其特征在于，還包括(a) 連接在地與用來偏置所述PIN二極管的所述服系統的偏置線路之間的 旁路電容器；和(b) 連接在所述PIN 二極管的所述陽極與所述旁路電容器之間的RF扼流圈。
6. 如權利要求1所述的接口裝置，其特征在于，還包括一前置放大器保護二極管，用于在所述MR系統的所述發射周期用于保護所述前置放大器。
7. 如權利要求l所述的接口裝置，其特征在于，還包括防止所述MR系統 在所述內腔探頭斷開所述接口裝置時執行掃描操作的電路。
8. —種使內腔探頭和線圈系統與磁共振(MR)系統接口的接口裝置，所述內腔探頭具有把所述內腔探頭的線圈環連接到所述接口裝置的輸出電纜，其特征 在于，所述接口裝置包括(a) 由所述服系統偏置的PIN 二極管，使得所述線圈環能(i)在所述服系 統接收周期與所述MR系統的探頭輸入口相耦合，和(ii)在所述MR系統發射周 期與所述探頭輸入口斷開；和(b) 使所述線圈系統與所述MR系統電氣互連的陣列接口電路，所述陣列接口電路包括(i) 第一串振網絡，用于把MR信號從所述線圈系統的第一線圈傳輸到所述 服系統的第一線圈輸入口；(ii) 第二串振網絡，用于把MR信號從所述線圈系統的第二線圈傳輸到所 述匿系統的第二線圈輸入口 ；(iii) 一對1/4波長網絡，其中一個網絡用于接收來自所述線圈系統第三線 圈的MR信號，另一網絡用于接收來自所述線圈系統第四線圈的MR信號；和(iv) 1/4波長組合器，用于組合接收自所述成對1/4波長網絡的這種服信 號，并將組合的服信號傳輸到所述服系統的第三線圈輸入口 。
9. 如權利要求8所述的接口裝置，其特征在于，所述1/4波長組合器是 Wilkinson組合器。
10. 如權利要求8所述的接口裝置，其特征在于，所述第一和第二串振網 絡都在所述MR系統的所述操作頻率下串振，使其電氣長度實際上為零。
11. 如權利要求8所述的接口裝置，其特征在于，所述l/4波長組合器和 連接的所述1/4波長網絡在所述MR系統的所述操作頻率下，為通過其傳送的 這種服信號提供實際上為零的電氣長度。
12. 如權利要求8所述的接口裝置，其特征在于，還包括 (a)里面絕緣地設置了屏蔽導體與中心導體的探頭電纜，在所述探頭電纜一端，所述屏蔽導體接所述PIN二極管的陰極，所述中心導體接所述PIN二極 管的陽極，所述探頭電纜的電氣長度為nU/2)，其中n為整數，入是所述MR 系統的所述操作頻率的波長；和(b)防止不希望的電流在所述探頭電纜的所述屏蔽導體上流動的電纜圈套。
13. 如權利要求8的接口裝置，其特征在于還包括在所述內腔探頭斷開所 述接口裝置時防止所述服系統掃描的電路。
14. 一種使內腔探頭與磁共振(MR)系統接口的接口裝置，所述內腔探頭的 輸出電纜將所述內腔探頭的線圈環連接到所述接口裝置，其特征在于，所述接 口裝置包括(a) 可接所述輸出電纜插頭的輸入插口 ；(b) 跨接所述輸入插口兩端的PIN 二極管，從所述輸入插口的輸入端到所 述PIN二極管的電氣長度具有與所述線圈環驅動電容器的電抗相同的電抗，所 述PIN 二極管由所述MR系統偏置，使所述線圈環能(i)在所述服系統的接收 周期與所述服系統的探頭輸入口相耦合，而且(ii)在所述MR系統的發射周期 與所述探頭輸入口斷開；和(c) 在所述PIN二極管的陽極與所述MR系統的所述探頭輸入口之間提供增 益與阻抗匹配的前置放大器，使所述MR信號以增強的信噪比傳輸到所述MR系 統的所述探頭輸入口。
15. —種使內腔探頭和線圈系統與磁共振(MR)系統接口的接口裝置，所述內腔探頭具有將所述內腔探頭的線圈環連接到所述接口裝置的輸出電纜，其特 征在于，所述接口裝置包括(a) 可連接所述輸出電纜插頭的輸入插口 ；(b) 跨接所述輸入插口兩端的PIN 二極管，從所述輸入插口的輸入端到所 述PIN二極管的電氣長度具有與所述線圈環驅動電容器的電抗相同的電抗，所 述PIN 二極管由所述MR系統偏置，使所述線圈環能(i)在所述MR系統的接收 周期與所述MR系統的探頭輸入口相耦合，而且(ii)在所述MR系統的發射周期 與所述探頭輸入口斷開；和(c) 使所述線圈系統與所述服系統電氣互連的陣列接口電路，所述陣列接 口電路包括(i) 第一串振網絡，用于把服信號從所述線圈系統的第一線圈傳輸到所述 MR系統的第一線圈輸入口；(ii) 第二串振網絡，用于把MR信號從所述線圈系統的第二線圈傳輸到所 述服系統的第二線圈輸入口；(iii) 一對1/4波長網絡，其中一個網絡用于接收來自所述線圈系統第三線圈的MR信號，另一網絡用于接收來自所述線圈系統第四線圈的MR信號；和(iv) l/4波長組合器，用于組合接收自所述成對1/4波長網絡的這種MR信 號，并將組合的MR信號傳到所述MR系統的第三線圈輸入口 。
全文摘要
本發明揭示了應用3.0泰斯拉磁共振系統獲取內腔結構圖像與譜圖的系統與方法。本發明的MR系統的特征在于具有內腔探頭與相關的接口裝置。該探頭包括一個轉軸、一個位于其一端的一個設置在氣球和氣球內的線圈環。線圈環有兩只串接的驅動電容器和一只調諧電容器，驅動電容器之間的接合點用作電氣平衡環的地。與該接合點另一側相連接的調諧電容器使環在MR系統的操作頻率下共振。接口使MR系統在其接收周期將環與MR系統的端口相耦合，在其發射周期與該端口斷開。氣球可插入病人腔體內并充氣時，探頭利用環接收的MR信號使MR系統產生有關區域的圖像和/或譜圖。
文檔編號G01R33/32GK101266287SQ20081000394
公開日2008年9月17日 申請日期2003年3月13日 優先權日2002年5月16日
發明者E·J·里尼哈特, G·J·米西克 申請人:梅德拉股份有限公司