CN101642371B - 在使用高磁场核磁共振系统获取腔内结构的图像和频谱时使用的腔内探针及其接口 - Google Patents

在使用高磁场核磁共振系统获取腔内结构的图像和频谱时使用的腔内探针及其接口 Download PDF

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Abstract

一种与MR系统一起使用的腔内探针使人们能获得患者腔体内感兴趣区域的图像或频谱。探针包括轴、在其一端的球、以及该球内的线圈回路。该线圈回路较佳地包括都串联的两个驱动电容器和一个调谐电容器。驱动电容器之间的结点用作用于电平衡该线圈回路的接地。与结点正好相对的调谐电容器使得线圈回路能在MR系统的工作频率上共振。跨接在每个驱动电容器两端的是电气长度为SL+n(λ/4)的输出电缆。该输出电缆以一插头端接，该插头用来连接线圈回路与腔内探针的接口设备。

Description

在使用高磁场核磁共振系统获取腔内结构的图像和频谱时使用的腔内探针及其接口
本申请是国际申请PCT/US2005/041912于2007年06月25日进入中国国家阶段的申请号为200580044637X、发明名称为“在使用高磁场核磁共振系统获取腔内结构的图像和频谱时使用的腔内探针及其接口”、申请日为2005年11月15号的发明申请的分案申请。
相关申请的交叉引用
本申请要求对2004年11月15日提交的题为“System and Method of ObtainingImages and Spectra of Intracavity Structures Using 3.0 Tesla Magnetic ResonanceSystems”(使用3.0特斯拉核磁共振系统获取腔内结构的图像和频谱的系统和方法)的美国临时申请60/628,166的权利。该临时申请已被转让给以下所公开发明的受让人，且其示教通过引用结合于此。本申请还是2003年3月13日提交的PCT国际申请No.PCT/US03/07774的部分继续申请。
技术领域
本发明一般涉及使用核磁共振(MR)系统获取腔内结构的图像和频谱的系统和方法。更具体地，本发明涉及能插入诸如直肠、阴道、嘴等各个身体开口以在其中获得感兴趣区域的高分辨率图像和频谱结果的腔内探针。进一步更具体地，本发明涉及被设计成使这样的腔内探针与2.0特斯拉～5.0特斯拉MR系统连接以获得感兴趣区域的高分辨率图像和频谱结果的接口设备。
背景技术
提供以下背景信息是为了帮助读者理解以下所公开的本发明以及通常使用它的环境。本文中使用的术语并不旨在受限于本文档中的任何特定狭义诠释，除非另有明确或隐含的陈述。
核磁共振成像(MRI)是产生人体内部的高质量图像的非侵入性方法。它使得医务人员能在不通过外科手术或使用诸如X射线的电离辐射的情况下观察人体内部。这些图像具有常常可在视觉上区分疾病和其它病理形式与健康的人体组织的高分辨率。也已开发了磁共振技术和系统，用于执行可确定组织或其它物质的化学成分的频谱分析。
MRI使用强大的磁体、无线电波和计算机技术来产生人体中软组织、肌肉、神经和骨骼的详细图像。这是通过利用在人体内所有细胞内富含的氢原子的基本属性来实现的。在没有磁场时，氢原子核随机地在每个方向上像陀螺一样自旋或旋进。然而，当有强磁场时，各氢原子核的旋转轴便沿该磁场的方向排列。这是因为氢原子核具有所谓大磁矩，它基本上是一种沿该磁场方向排列的强烈固有倾向。总之，要成像区域的诸氢原子核产生一个平行于该磁场的平均磁化矢量。
典型的MRI系统或扫描仪包括主磁铁、三个梯度线圈、射频(RF)天线(常称为整体线圈)、以及从中操作人员可控制整个MRI系统的计算机工作站。然而，MRI系统的主要组件是主磁铁。它通常具有超导性并呈圆柱状。在其圆柱形腔体(在MRI过程期间患者躺在其中)内，主磁铁产生常常称为B0磁场的均匀静态(不变化)的强磁场。该B0磁场沿该腔体的纵轴(称为z方向)定向，它迫使体内氢原子的磁化矢量排列成该方向。在这样排列时，原子核准备接收来自整体线圈的适当频率的RF能量。该频率被称为拉莫尔频率并根据等式ω＝ΥB0决定，其中ω为拉莫尔频率(氢原子以该频率旋进)，Υ为回旋磁常数，而B0为该磁场的强度。
RF天线或整体线圈通常用于发送RF能量脉冲，并接收由此在氢原子核中引发产生的核磁共振(MR)信号。具体地，在其发送周期该整体线圈将RF能量广播到该圆柱形腔体内。该RF能量产生也称为RF B1磁场的射频磁场，其磁力线垂直于氢原子核的磁化矢量。该RF脉冲(或B1磁场)使得氢原子核的旋转轴相对于主(B0)磁场倾斜，从而使净磁化矢量偏离z方向达某一角度。然而，RF脉冲将只影响以RF脉冲频率围绕其轴旋进的那些氢原子核。换言之，将只影响以该频率共振的原子核，并且这样的共振是结合三个梯度线圈的操作来实现的。
梯度线圈是电磁线圈。各梯度线圈被用来产生沿圆柱形腔体内三个空间方向(x，y，z)之一线性变化但静态的磁场，即称为梯度B1磁场的磁场。定位在主磁铁内的梯度线圈在以特定方式极快速地开关时能以极为局部的水平改变主磁场。因而，结合该主磁铁，梯度线圈可根据各种成像技术来操作，使氢原子核-在任何给定点，或任何给定条、片或体积单元中-在施加了适当频率的RF脉冲时将能够实现共振。响应于该RF脉冲，选定区域中的旋进氢原子吸收从整体线圈发送的RF能量，由此迫使其磁化矢量倾斜偏离该主(B0)磁场的方向。当关断整体线圈时，氢原子核开始以MR信号的形式释放RF能量，如以下进一步说明。
一种可用来获取图像的公知技术被称为自旋回声成像技术。根据该技术运行的MRI系统首先激活一个梯度线圈以沿z轴建立一磁场梯度。这称为“切片选择择梯度”，并且它在施加RF脉冲时建立而在关闭RF脉冲时切断。它使得共振仅在位于要成像区域切片内的那些氢原子核中发生。共振不会在位于感兴趣平面的任一侧的任何组织中发生。在RF脉冲停止之后的瞬时，所激活切片中的全部氢原子核都“同相”，即其磁化矢量都指向同一方向。如果任由其自生自灭，则切片中所有氢原子核的净磁化矢量将弛豫，由此重新排列成z方向。然而，第二梯度线圈被短暂激活以产生沿y轴的磁场梯度。这称为“相位编码梯度”。它使得切片内的所有氢原子核在梯度的最弱和最强端之间移动时指向越来越不同的方向。然后，在RF脉冲、切片选择梯度和相位编码梯度已被关闭之后，第三梯度线圈被短暂激活以产生沿x轴的梯度。这称为“频率编码梯度”或“读出梯度”，因为它只在最终测量MR信号时应用。它使得弛豫的磁化矢量被差动地重新励磁，从而靠近该梯度低端的原子核开始以较快速率旋进，而高端的那些原子核则获得更快得多的速度。当这些原子核再次弛豫时，最快的原子核(处于该梯度高端的那些原子核)将发出最高频率的无线电波。
总之，梯度线圈使得MR信号能按空间编码，从而成像区域的每个部分都根据其共振信号的频率和相位被唯一地限定。特别地，当氢原子核弛豫时，每个氢原子核都变成一个微型无线电发射器，取决于它所驻留的局部微环境而给出随时间变化的特征脉冲。例如，脂肪中的氢原子核具有与水中的不同的微环境，并因而发射不同的脉冲。由于这些差异连同不同组织的不同水脂比，不同的组织发射不同频率的无线电信号。在其接收周期期间，整体线圈检测这些常常统称为MR信号的微型无线电发射。来自整体线圈的这些独特共振信号被传递给MR系统的接收器，在接收器中这些信号被转换成与之相对应的数学数据。整个过程必须多次重复以形成具有良好信噪比(SNR)的图像。使用多维傅立叶变换，MR系统能将该数学数据转换成两维甚至三维图像。
当需要身体特定部分的更详细图像时，局部线圈常常替代整体线圈或与之一起使用。局部线圈可采取体积线圈或表面线圈的形式。体积线圈用于围绕或包围要成像的体积(例如头、手臂、手腕、小腿、膝盖或其它感兴趣区域)。然而，表面线圈仅被装在或置于患者的特定表面上，从而可对下面的感兴趣区域(例如腹部、胸部和/或骨盆区域)成像。此外，局部线圈可被设计成作为只接收线圈或收发(T/R)线圈工作。只接收线圈只能检测由人体产生的MR信号(响应于扫描过程期间由MR系统生成的B1磁场)。然而，T/R线圈却不仅能接收MR信号，而且能发送产生RF B1磁场的RF脉冲，这是在感兴趣区域的组织中引发共振的先决条件。
在MRI领域中使用单个局部线圈(表面的或体积的)来检测MR信号是众所周知的。根据该单线圈方法，相对较大的局部线圈被用来覆盖或包围整个感兴趣区域。早期的接收线圈仅仅是线性线圈，即它们只检测由感兴趣区域产生的MR信号的两个(即垂直MX’和水平MΥ’)正交分量之一。然而，后来的接收线圈采用正交模式检测，即它们可检测垂直和水平分量。与线性接收线圈相比，正交接收线圈使MRI系统能提供SNR得到很大改进(通常改进达41％)的图像。即使有了正交模式检测带来的改进，单线圈方法仍然提供其质量亟待改进的图像。单线圈方法所固有的缺点归因于只有一个线圈结构被用来获取整个感兴趣区域上的MR信号。
开发了相控阵线圈以克服单线圈方法的缺点。不使用一个大局部线圈，相控阵方法相反使用多个较小的局部线圈，且每个这样的线圈仅覆盖或包围感兴趣区域的一部分。例如，在具有两个这种线圈的系统中，每个线圈将覆盖或包围感兴趣区域的约一半，且这两个线圈为了磁隔离的目的而部分地重叠。这两个线圈将同时从其相应部分获得MR信号，并且因为重叠它们不会不利地相互作用。因为每个线圈只覆盖感兴趣区域的一半，所以每个这样的线圈能以更高SNR比接收其覆盖区内感兴趣区域部分的MR信号。因而相控阵的较小局部线圈共同地向MRI系统提供产生整个感兴趣区域图像所必需的信号数据，该图像的分辨率比从单个大局部线圈中获得的要高。
相控阵线圈的一个示例是由W.L.Gore and Associates，Inc.生产的
Figure G2009101688520D00041
躯体阵列。该躯体阵列包含四个表面线圈，其中的两个置于一前翼中而另两个置于一后翼中。这两个翼被设计成围绕腹部、胸部和骨盆区域分别置于患者的前表面和后表面。躯体阵列被设计成与其数据获取系统具有多个接收器的MR系统一起使用。躯体阵列的四条引线-两个前表面线圈和两个后表面线圈各一条-可被连接到4个单独的接收器，且每个接收器放大并数字化它所接收的信号。然后MR系统组合来自各单独接收器的数字化数据以形成一图像，该图像的整体SNR比从独自覆盖整个感兴趣区域的单个局部线圈(甚至两个较大的前后局部线圈)获得的更佳。
同样众所周知的是通过使用腔内探针获得体内结构的图像。现有技术腔内探针的一个示例可在美国专利5,476,095和5,355,087中找到，这两个专利都被转让给本发明受让人并通过引用结合于此。那些专利中所公开的现有技术探针被设计成插入诸如直肠、阴道和嘴等身体开口的。那些专利还公开了被设计成连接现有技术腔内探针与MR成像和频谱系统的接口设备。使用腔内探针的一种方法在美国专利5,348,010中公开，该专利被转让给本发明受让人并通过引用结合于此。
现有技术探针结合其相关联接口单元，使得MR系统能产生诸如前列腺、结肠或宫颈等各种体内结构的图像和频谱结果。这些现有技术探针的示例包括BPX-15前列腺/直肠内线圈(E-线圈)、PCC-15结肠直肠线圈和BCR-15宫颈线圈，它们都是美国宾州Indianola的MEDRAD，Inc.制造的一次性线圈
Figure G2009101688520D00051
系列的一部分。这样的接口单元包括同样由MEDRAD，Inc.制造的ATD-II和ATD-Torso单元。
ATD-II单元被用来连接现有技术探针与MR系统的一个接收器以提供感兴趣区域，即前列腺、结肠或宫颈的图像或频谱。ATD-Torso单元被用来不仅使现有技术探针而且使
Figure G2009101688520D00052
躯体阵列与MR系统的多个接收器相连。当与这样的探针和躯体阵列相连时，ATD-Torso单元使MR系统不仅能提供前列腺、结肠或宫颈的图像或频谱，而且能提供周围构造(即腹部、胸部和骨盆区域)的图像或频谱。
尽管这些现有技术腔内探针和接口单元在市场上被广泛接受并具有良好信誉，但它们仍然有一些缺点。首先，现有技术探针及其相关联接口单元(即ATD-II和ATD-Torso单元)被设计成与1.0或1.5特斯拉MR系统一起工作。因此，它们并不适于与被设计成在较高磁场强度下工作的MR系统一起使用，诸如能产生更高质量图像和频谱结果的2.0～5.0特斯拉MR系统，尤其是3.0特斯拉MR系统。其次，由于设计限制，现有技术腔内探针被设计成具有呈现750～1000Ω输出阻抗的线圈回路。因此，现有技术探针的接口单元必须包括π网络或类似电路，以使线圈回路的高输出阻抗与各个MR系统所需的低输入阻抗(例如50Ω)相匹配。再次，现有技术探针的设计允许将其线圈回路调谐成偏离MR系统的工作频率，该工作频率的范围取决于使用探针的特定状况(例如患者)。因此，现有技术探针的现有技术接口单元通常必须包括调谐电路来确保腔内探针能在所有工作状况下被调谐到MR系统的工作频率。
发明内容
本发明的各个目的和其它优点通过以下归纳的各个实施例和相关方面来实现。
在一现有较佳实施例的一个方面中，本发明提供与核磁共振(MR)系统一起使用的腔内探针，用于获得患者腔体内感兴趣区域的图像或频谱。腔内探针包括第一线圈回路以及第一和第二输出电缆。被设计成接收来自感兴趣区域的MR信号的第一线圈回路具有多个电容器，包括第一和第二驱动电容器以及一调谐电容器。第一和第二驱动电容器串联在第一线圈回路内，并在其结点上形成一虚拟接地点以便电平衡和阻抗匹配第一线圈回路。第一和第二驱动电容器具有大致相等的值。调谐电容器在第一线圈回路内串联与两个驱动电容器的结点正好相对之处。该调谐电容器具有选择成使第一线圈回路在MR系统的工作频率上共振的值。第一输出电缆的一端连接在第一驱动电容器上，而第二输出电缆的一端连接在第二驱动电容器上。该第一和第二电缆各自的电气长度为SL+n(λ/4)，其中SL是其电抗和与之相对应的驱动电容器的电抗大小相同的补充长度，n是一奇数，而λ是该工作频率的波长。两条输出电缆在一插头处终止，用于将第一线圈回路连接到腔内探针的接口设备。
在现有较佳实施例的另一方面中，本发明提供用于连接腔内探针和核磁共振(MR)系统的(探针)输入端的接口设备，该MR系统未配备它自己的前置放大器。该MR系统的工作具有接收周期和发送周期，并且腔内探针具有一线圈回路和用于将线圈回路连接到接口设备的一对输出电缆。接口设备包括相移网络和前置放大器。在接收周期期间，相移网络使线圈回路能通过输出电缆耦合到MR系统的探针输入端，并允许从各条输出电缆接收的MR信号被结构性组合。在发送周期期间，相移网络使线圈回路能通过输出电缆与MR系统的发送场去耦合。前置放大器提供相移网络与探针输入端之间的增益和阻抗匹配，以使从相移网络接收的MR信号在接收周期期间被传递到探针输入端，其中信噪比增强。
在现有较佳实施例的一相关方面中，本发明提供用于连接腔内探针与核磁共振(MR)系统的(探针)输入端的接口设备，该MR系统配备有它自己的前置放大器。该MR系统的工作具有接收周期和发送周期，并且腔内探针具有一线圈回路和用于将线圈回路连接到接口设备的一对输出电缆。接口设备包括相移网络。在接收周期期间，相移网络使线圈回路能通过输出电缆耦合到MR系统的探针输入端，并允许从各条输出电缆接收的MR信号被结构性组合且路由到探针输入端。在发送周期期间，相移网络使线圈回路能通过输出电缆与MR系统的发送场去耦合。
在现有较佳实施例的另一相关方面中，本发明提供用于将腔内探针和线圈系统连接到核磁共振(MR)系统的接口设备。该MR系统的工作具有接收周期和发送周期，并且腔内探针具有一线圈回路和用于将线圈回路连接到接口设备的一对输出电缆。接口设备包括相移网络和阵列接口电路。在接收周期期间，相移网络使线圈回路能通过输出电缆耦合到MR系统的探针输入端，并允许从各条输出电缆接收的MR信号被结构性组合且路由到探针输入端。在发送周期期间，相移网络使线圈回路能通过输出电缆与MR系统的发送场去耦合。阵列接口电路用于使线圈系统的一个或多个线圈元件和MR系统的其它输入端电互连。
在现有较佳实施例的一个变体中，本发明提供与核磁共振(MR)系统一起使用的腔内探针，用于获得患者腔体内感兴趣区域的图像或频谱。腔内探针包括第一线圈回路以及一输出电缆。被设计成接收来自感兴趣区域的MR信号的第一线圈回路具有在其中串联的多个电容器。这多个电容器包括驱动电容器和调谐电容器。驱动电容器用于电平衡和阻抗匹配第一线圈回路。调谐电容器放置成与驱动电容器正好相对并具有选择成使第一线圈回路以MR系统的工作频率共振的值。一输出电缆的一端连接在驱动电容器上。输出电缆的电气长度为SL+n(λ/4)，其中SL是其电抗和与之相对应的驱动电容器的电抗大小相同的补充长度，n是一奇数，而λ是该工作频率的波长。该输出电缆在一插头处终止，用于将第一线圈回路连接到腔内探针的接口设备。
应当理解，本发明并不限于以上所述的(多个)现有较佳实施例和相关方面。
附图说明
参考以下详细公开内容和附图，本发明及其现有较佳和可选实施例将得到更佳的理解，在附图中：
图1是根据本发明第一实施例一个方面的腔内探针的线圈回路和输出电缆的示意图；
图2是示出全组装和全装配状态下图1的腔内探针的立体图；
图3是沿图2线3-3取得的腔内探针的横截面视图，示出了探针的远端和附连其上的充气球；
图4是沿图2线4-4取得的腔内探针的部分横截面视图，示出了横截面中其轴和限定其中的两个内腔、以及卡入该轴的防动盘；
图5是沿图3线5-5取得的腔内探针的远端的横截面视图，示出了外球和内球、置于这些球之间的其线圈回路、以及有两个内腔限定其中的其轴；
图6是沿图3线6-6取得的腔内探针的远端的横截面视图，示出了置于内球的前表面上的线圈回路；
图7是图2腔内探针的轴的横截面视图，示出了限定其中的两个内腔和其远端上的柔性尖端；
图8是根据本发明第一实施例的另一方面的接口设备的示意图，其中在其单接收器版本中接口设备具有一探针接口电路，用于连接图1-7的腔内探针和核磁共振(MR)系统的(探针)输入端，且该MR系统未配备它自己的前置放大器；
图9是根据本发明第一实施例的又一方面的接口设备的示意图，其中在其多接收器版本中接口设备具有(i)探针接口电路，用于连接图1-7的腔内探针和核磁共振(MR)系统的(探针)输入端，且该MR系统配备有它自己的前置放大器，以及(ii)阵列接口电路，用于连接诸如
Figure G2009101688520D00081
躯体阵列的相阵列线圈系统和MR系统的(线圈)输入端；
图10是接口设备的图8单接收器版本的立体图，该接口设备被设计成通过其(探针)输入端将腔内探针连接到MR系统且该MR系统未配备有前置放大器；
图11是接口设备的图9多接收器版本的立体图，该接口设备被设计成使腔内探针和诸如
Figure G2009101688520D00082
躯体阵列的相阵列线圈系统与MR系统的相阵列端连接；
图12是根据本发明第一可选实施例的腔内探针的线圈回路和输出电缆、以及与之相对应的接口设备的去耦合二极管的示意图；
图13是根据本发明第二可选实施例的腔内探针的线圈回路和输出电缆、以及与之相对应的接口设备的去耦合二极管的示意图；
图14是根据本发明第三可选实施例的腔内探针的线圈回路和输出电缆、以及与之相对应的接口设备的去耦合二极管的示意图；
图15是根据本发明现有较佳实施例的线圈回路和用于其中的输出电缆的部分分解示意图；
图16是根据本发明现有较佳实施例的另一方面的接口设备的示意图，其中在其单接收器版本中接口设备具有一探针接口电路，用于连接图15的腔内探针和核磁共振(MR)系统的(探针)输入端，且该MR系统未配备它自己的前置放大器；
图17是接口设备的图16单接收器版本的立体图，该接口设备被设计成通过其(探针)输入端将腔内探针连接到MR系统且该MR系统未配备有前置放大器；
图18是根据本发明现有较佳实施例的又一方面的接口设备的示意图，其中在其多接收器版本中接口设备具有(i)探针接口电路，用于连接图15的腔内探针和核磁共振(MR)系统的(探针)输入端，且该MR系统配备有它自己的前置放大器，以及(ii)阵列接口电路，用于连接诸如躯体阵列的线圈系统和MR系统的(线圈)输入端；
图19是接口设备的图18多接收器版本的立体图，该接口设备被设计成使腔内探针和诸如
Figure G2009101688520D00092
躯体阵列的相阵列线圈系统与MR系统的相阵列端连接；以及
图20A和20B示出两个或多个线圈回路设置成相阵列配置的腔内探针的示意性俯视图和侧视图。
具体实施方式
在所有本发明的实施例和相关方面中，以下所公开的本发明理想地与被设计成在3.0T磁场强度下工作的核磁共振(MR)系统一起使用，尽管它也适用于那些在从约2.0到5.0T工作的那些系统。为便于以下进行说明，本发明将在由GeneralElectric Medical Systems(GEMS)制造的3.0T系统的环境中描述。
图1-7示出本发明第一实施例的一个方面，即通常标示为1的腔内探针。该探针旨在与MR系统一起使用，以获得患者腔体内的感兴趣区域的图像或频谱。本文中按一特定实现描述，即被设计成插入直肠以获得男性前列腺的图像和/或频谱的直肠内探针。尽管在本文中呈现为一直肠内探针，但应当理解本发明能等同地适于获取其它感兴趣区域的图像和/频谱，诸如可通过嘴、阴道或腔内探针能穿过的其它孔进入的区域。本文所呈现的原理也可应用于适合动脉、静脉和其它身体结构的MR成像或频谱技术。不管如何应用，腔内探针内的接收线圈都需要装入或以其它方式结合到适当设计成符合目标构造的封装中。
在如图1中最佳地示出的最新方面中，腔内探针1包括线圈回路2和输出电缆3。理想地由柔性导电材料制成的线圈回路2较佳地是能拾取射频(RF)信号的单匝线圈。被设计成接收来自感兴趣区域的核磁共振RF信号的线圈回路2具有多个电容器，包括第一驱动电容器21、第二驱动电容器23、以及调谐电容器24。该第一和第二电容器在线圈回路内串联。如以下要说明的，驱动电容器21和23相连的结点22形成一虚拟接地点，用于电平衡和阻抗匹配线圈回路2。调谐电容器24在线圈回路2内也串联连接，但与电容器21和23的结点22正好相对之处。调谐电容器24被选择成使线圈回路2在MR系统的工作频率上共振，该工作频率对3.0特斯拉扫描仪而言约为128MHz。
输出电缆3被设计成将线圈回路2连接到腔内探针1的接口设备。这样的接口设备(诸如以下所公开的接口设备之一)的另一端连接到MR系统10的探针输入端，如图8和9所示。包在绝缘外皮内的输出电缆3具有其间绝缘的屏蔽导体31和中心导体32。屏蔽导体31连接到结点22，而中心导体32连接到驱动电容器21和23之一的与结点22相对的节点，如图1所示。此外，为了以下详述的原因，输出电缆3的电气长度较佳地为n(λ/4)+SL，其中n是一整数，λ是MR系统10的工作频率的波长，而SL是补充长度。
图2示出本发明全组装形式的腔内探针1。图3-7示出其各个部分横截面视图。腔内探针1包括柔性轴40以及内球50和外球60。轴40具有一远端，其尖端41较佳地实质上比该轴其余部分更柔软并且确实可贴合其上，如标号15所示。使用该柔性尖端41不仅会降低患者所感到的不适，而且会降低在使用探针期间刺破附近组织的可能性。
内球50连接到轴40的远端并包围其尖端41，最佳地如图3所示。除了其前表面51上的基本平面部分，内球50基本上是圆柱形的。它可通过夹子16固定到轴40，并通过过盈配合与轴40的远端固定在一起。线圈回路2本身较佳地装入其上使用收缩外皮或类似管形材料的5K伏绝缘内，由此提供了双层绝缘。较佳地由背涂粘合剂的编织物构成的不可拉伸材料55然后可用来将线圈回路2贴附到内球50的前表面51，从而将线圈回路2固定于内球50与外球60之间。
外球60还连接到轴40的远端，从而包围线圈回路2和内球50。它还通过夹子17固定到轴40，并通过过盈配合与远端固定在一起。外球60具有前表面61和后表面62。前表面61较佳地为鞍形以顺应地配合该腔的相应形状的内表面/轮廓，在前列腺探针的情形中该腔将是直肠的壶腹之下的直肠前列腺凸起部。后表面62至少有一对波状折叠63从中突伸。如下所述，这些折叠部63使外球60能在内球50充气时将线圈回路2适当定位在有效接近患者的直肠前列腺凸起部，这优化了线圈回路2与目标构造之间的耦合。此外，如图5所示，侧向凹入64较佳地置于外球60内介于前表面61与后表面62之间。这些凹入64实质上形成了在组装探针1期间搁置线圈回路2的台架。它们实质上用作在球50和60处于非充气状态时将线圈回路定位于该两个表面之间的手段。球56和60最好由医用级的乳胶或其它适当的弹性材料制成。这些材料当然应当是非顺磁的，并且展现低的介电损失。
柔性轴40限定两个内腔42和44，最佳地如图3、4、5和7所示。在其靠近远端的圆柱形壁内，轴40还限定了与内腔42连通的孔43，如图7所示。内腔42和孔43一起用作分别在内球膨胀和缩小时泵入和排出内球50的流体(例如气体或液体)的通路。在距离其远端更远处，轴40限定其圆柱形壁上的另一个孔45。内腔44和孔45用作输出电缆3从线圈回路2穿过的管道。如图2所示的输出电缆3在近端具有插头35，以使腔内探针1与适当的接口设备相连。
腔内探针1还包括防动盘46、插管器48和把手49。固定于轴40近端的把手49使探针1能在包括固定其上的外球60的其远端插入直肠并在腔内适当调节时容易地操纵，如下所述。插管器48(也称为扩张器元件)被设计成易于滑经轴40的整个长度。较佳地为漏斗型的插管器48可用来手动地扩张肛门括约肌以使外球60能容易地置于该腔内。不使用插管器48，肛门括约肌会收缩在轴40周围，并干扰在腔内旋转和纵向地定位该腔内探针1的能力。由半刚性塑料或其它适当聚合物制成的防动盘46较佳地为半球形。如图2和4所示，该盘46限定槽47。该槽使盘46能卡在轴40上。当在探针已插入直肠之后将防动盘46固定于邻近肛门括约肌的轴40上时，防动盘46可防止探针1因结肠的正常蠕动而优先移动。
腔内探针1还包括用于控制内球50充气的装置。充气控制装置较佳地采取压缩式打气套囊70、管71、和旋塞72的形式。适当大小的注射器可代替套囊70使用。管71将打气套囊70或注射器连接到轴40近端处的内腔42。旋塞72与管71串联，并用来控制空气是要泵入内球50还是要从内球50释放出来。探针1还较佳地表征为具有印制在轴40的外表面上的刻度14。刻度14不仅提供轴40已插入腔内距离的指示，而且还提供远端的旋转方向，以使外球60的鞍形前表面61与前列腺正确对准。
在操作时，当内球50和围绕其的外球60处于非充气状态时，腔内探针1的远端经由直肠插入腔内。一旦插入了远端，插管器48就可用来使肛门括约肌保持扩张，并由此使轴40及其球包围的远端能容易地在腔内操作。当所插入的远端和插管器48处于适当位置时，轴40上的刻度14可用作使临床医生或其它医务人员能在腔内靠近感兴趣区域更准确地旋转并纵向地定位探针的引导。一旦腔内探针1被准确地定位，插管器48就可沿轴在下方拉动，从而使括约肌能围绕轴40收缩。该收缩有助于使腔内探针1固定于适当位置。防动盘46然后可靠近括约肌卡到轴40上，以确保腔内探针1在MR扫描过程期间保留在适当位置。
在对球充气之前，旋塞72必须被切换到打开状态。通过压缩打气套囊70，内球50将通过管71、旋塞72、以及轴40中的内腔42和孔43充气。当内球充气时，将线圈回路2固定到内球50前表面51的不可拉伸材料55还在后面集中对内球充气，以便于将气充入外球60的波形折叠63。当该波形折叠63充气时，它们马上迫使外球60的后表面62(即折叠63)抵靠在腔的在感兴趣区域对面的壁。当内球50继续充气时，膨胀力被导向外球60的前表面61的下方。内球50的线圈回路2附加其上的前表面51因而迫使外球60的鞍形前表面61碰到该腔的相应形状内轮廓上，即直肠的前列腺区域。一旦两个球在远端上充足了气，线圈回路2就在位于靠近前列腺处，以在MR扫描过程期间最优地从中接收MR信号。旋塞72然后可被切换到闭合位置，由此使临床医生能在不对球50和60放气的情况下断开打气套囊70。腔内探针1然后可经由输出电缆3的插头35连接到适当的接口设备。
当扫描过程完成时，临床医生仅需将旋塞72切换到打开位置就可对内球50和外球60放气。不管是否从轴40去除了防动盘46，可仅仅通过轻轻地拉动腔内探针1的把手49来从直肠移除球包围的远端。
可选择地，腔内探针1可采用单球来替代以上所述的双球版本。它可由单层医用级乳胶材料或其它适当的人造橡胶材料构成。在该配置中，球仍然连接到柔性轴40的远端，但该球较佳地将具有与对双球版本所述一样的前后表面。然而，线圈回路2理想地将粘合或以其它方式固定在球的前表面61的下方。线圈回路2在制造球的过程中还可封装在前表面61内。例如，线圈回路2可置于球的一个表面上，然后该球可再浸渍以将另一层材料置于该球的外表面上，从而覆盖线圈回路2并产生如上所述的前表面61。不管是如何制造的，当可充气的球被插入腔内并充气时，波形折叠63将压抵该腔的在感兴趣区域对面的壁。在球充满气时，其前表面61将被压靠在该腔的相应形状的内轮廓上，由此使线圈回路2有效地接近感兴趣区域(即前列腺)，从中可最佳地接收MR信号。
本发明还提供设计腔内探针1的方法。在阅读本文档之后将对本领域熟练技术人员显而易见的本方法变体也是本发明所构想的。该方法的第一步骤包括选择将形成线圈回路2的基础的线环的大小。对于设计用于成像前列腺的腔内探针，应调整线环的大小，以使该探针的远端(包括线圈回路2将置于其间的两个球)可被插入直肠，并使患者的不适感最少。以下步骤涉及暂时将可变电容器插入线环内，然后使得该环处于MR系统10的工作频率。对于本发明特别适合的3.0特斯拉扫描仪，工作频率将约为128MHz。对于GEMS 3.0T
Figure G2009101688520D00121
扫描仪，工作频率实际上更接近于127.74MHz。对于西门子3.0T扫描仪，工作频率为123.2MHz。
尽管线环在指定的工作频率承受了RF能量，但可变电容器应当调节到一个线环将共振的下文中称为CRV的值。一旦实现了共振，线环的容抗和感抗在工作频率下大小将相等。为了以下计算的目的，10皮法(pF)是CRV的理想值，以根据设计腔内探针1的该方法在线环内建立共振。
一旦已建立了CRV，该环的质量系数可在该环在负载条件下工作时测量。存在用于测量质量系数的数种公知技术。一种这样的技术涉及使用两个测试探针和一个网络分析器进行S21响应测量，且两个测试探针分别连接到网络分析器的端口1和2。当两个测试探针的环放置成彼此成直角时，本发明的线环置于其间。该配置使得提供给第一测试探针的环的RF能量在线环内感生，它又在第二测试探针的环中感生RF信号。这两个测试探针然后将其相应RF信号传送给网络分析器，该网络分析器根据幅度对频率用图形显示所产生的频率响应曲线。使用所显示的信号，质量系数可通过定位频率响应曲线的中心频率、并将其除以3dB带宽(即曲线的高通和低通端的3dB(半功率)点之间的频带)来确定。对于3.0特斯拉扫描仪，环的质量系数将位于10与20之间。更典型地，环在负载条件下的质量系数将是：
Q负载＝15(测量值)
该方法的下一步骤涉及确定该环的串联电阻RS。串联电阻表示因该环在患者腔内的出现所展现的等效电阻损耗。因而RS不是物理组件，仅仅是患者对该环的影响。它通过部分地消散其内的能量降低线圈回路2的质量。它可根据以下公式计算：
RS＝XL/Q
其中Q为以上测量的质量系数，而XL是线环在加载时的感抗。如上所述，该环的容抗和感抗在共振时大小相等：
XL＝XP
XL＝2πfL线圈和XP＝1/(2πfCRV)
其中f是MR系统10的工作频率。因此，该环的感抗XL可根据以下进行计算：
XL＝1/(2πfCRV)＝1/(2π×128×106×10×10-12)＝124.34Ω。
因此，该环的串联电阻为：
RS＝XL/Q负载＝124.34Ω/15＝8.29Ω.
该方法还需要使腔内探针1的输出阻抗与该腔内探针应当与之连接的外部电路所需的阻抗相匹配的步骤。该外部电路可采取本文中所公开的接口设备之一的形式，并且通常需要阻抗50Ω。因此，该方法的该步骤包括将阻抗匹配网络设计成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，匹配网络的串联和并联脚的质量(由QP＝RP/XP和QS＝RS/XS)相等。因此，RS和RP通过以下公式相关：
RP＝(Q2+1)RS
其中RP也可被称为等效并联电阻。假设匹配网络的串联和并联脚的质量相等，该匹配网络的质量可根据以下进行计算：
Q＝QS，P＝(RP/RS-1)1/2＝(50Ω/8.29Ω-1)1/2＝2.24
然后阻抗匹配网络中与RP相关联的并行电抗XP可根据以下进行计算：
XP＝RP/Q＝50Ω/2.24＝22.32Ω。
匹配电容器的值然后可根据该并行电抗计算：
XP＝1/(2πfCRV)＝1/(2π×128×106×22.32)＝55.7pF。
另一个步骤涉及将该匹配值的两个电容器彼此串联地插入线环。这些电容器是图1所示的分别标示为21和23的两个驱动电容器CD1和CD2。使用以上计算，驱动电容器21和23总共具有有效值27.85pF。结点22在驱动电容器21和23连接的地方形成。输出电缆3的屏蔽导体31连接到结点22，并且中心导体32连接到驱动电容器21或驱动电容器23的另一侧上的节点。因此，根据以上计算，驱动电容器21的值CD1使得线圈回路2能显现为接口设备或其它外部电路的50Ω源。这使50Ω同轴电缆能被用作输出电缆3。
另一个步骤涉及选择一调谐电容器CTUN使得线环的总电容等于共振值CRV。该线环的总电容CRV可根据以下公式确定：
1/CRV＝1/CTUN+1/CD1+1/CD2＝1/CTUN+2/CD
其中CD＝CD1＝CD2。然后调谐电容器的值CTUN可计算如下：
CTUN＝(CRV*CD)/(CD-2CRV)
＝(10×10-12 F×55.7×10-12F)/(55.7×10-12F-2×10×10-12F)
＝15.6pF
然后从线环中去除可变电容器并用调谐电容器CTUN代替。在图1指定为CT的调谐电容器24在线环内串联与结点22正好相对之处。结点22因而形成用于电平衡线圈回路的虚拟接地点，因为那里的电场实际上为零且各驱动电容器两端的电压降相等但符号相反。该配置导致MR系统10的接收周期期间电场相关于患者的对称性。它呈现为线圈回路2对由感兴趣区域发出的MR信号的磁场分量而非电场分量特别敏感。因而，它使得线圈回路2能接收比现有技术探针有更大信噪比的MR信号。它还能以更大安全性完成，因为在线圈回路中感生的电压是相等的，并且是线圈回路总的完全不平衡时感生的电压的一半。
由于线圈回路2的高工作频率(例如3.0T MR系统的128MHz)和极低的工作Q(即10-20之间)，因此不同于美国专利5,476,095和5,355,087中所公开的探针，不需要逐个患者或逐个线圈地调谐线圈回路2。基于以上包括加载线圈回路的质量系数的计算，线圈回路2的带宽名义上将是±4.25MHz。因此，假设线圈回路2以±2％的分量构建，则从探针到探针的调谐偏移最大应为±1.85MHz，这甚至在不受以下所述的低输入阻抗前置放大器的影响的情况下也比线圈回路的3dB带宽显著要少。由于线圈回路2在加载状况下为低Q，该调谐实质上可无物质损害地解决。
在本实施例中，输出电缆3较佳地电气长度为n(λ/2)+SL，其中n是一整数，λ是MR系统10的工作频率的波长，而SL是补充长度。如最佳地在图1中所示，输出电缆3的整个长度从线圈回路2延伸到其插头35。插头35表示输出电缆连接到接口设备或其它外部电路的PIN二极管33(也称为去耦合二极管)的点。n(λ/2)部分产生其长度为工作波长的一半、并将实际显现为零电气长度的一片段。n的值通常仅需等于1，因为线圈回路2实际上总是合理地靠近它将相连的电路。SL表示输出电缆3的附加片段，其感抗大小理想地等于电缆3的端子连接两端的第一电容器21的容抗。最后效果是输出电缆3的整个长度展现出感抗等于第一电容器21的容抗。
补充长度SL因而固有地用作影响腔内探针1的操作的电感器，下文中称为LD。在MR系统10的发送周期期间，MR系统将通过向PIN二极管23正向偏压200mA电流使腔内探针1的线圈回路2与MR系统去耦合(参见例如图8)。这将有效地短路PIN二极管33，并使得输出电路3的固有电感器LD和第一驱动电容器21 CD1变成并联共振电路。该并联共振电路的高阻抗类似于一开放电路，即实际上使线圈回路2开路并因而使腔内探针1与主MR系统10的探针输入端去耦合。相反，在接收周期期间，MR系统将通过向去耦合二极管33反向偏压-5VDC而使腔内探针1耦合到MR系统。这将使输出电缆3实际上用作50Ω传输线而非电感器LD。这将使得线圈回路2能通过MR系统10的躯体线圈(或其它外部线圈)发送的共振感生RF脉冲检测到在感兴趣区域内生成的MR信号。该MR信号将经由电缆3的导体传递给接口设备。
驱动电容器CD1和CD2通常具有约62pF到82pF的范围内的值。类似地，调谐电容器24 CTUN较佳地在约12到15pF的范围内。发送周期期间的更佳去耦合(更高开路阻抗)可使用CD1在较佳范围低端的值来获得。驱动电容器21这样的较低值然后还将增大接收周期期间线圈回路2提供给接口设备的源阻抗。此外，SL的确切长度将取决于在腔内探针1内使用的特定线圈回路。对于在使用期间仅轻加载的线圈回路，可使用例如120pF的驱动电容器，在该情形中SL将较短。相反，对于较重负载的线圈回路，可使用40pF的驱动电容器，在该情形中SL将较长。
上述腔内探针1特别适用为GEMS制造的3.0T MR系统的直肠内线圈探针，尽管可以理解该探针也可用于其它应用。
图8和9示出本发明第一实施例的两个其它方面，这两个方面都被设计成连接腔内探针1与GEMS MR系统。在其第一方面中，接口设备连接腔内探针与MR系统的一个接收器，并因而称为单接收器版本。在其第二方面中，接口设备使腔内探针1和外部线圈连接到使用多个接收器的MR系统，并被称为多接收器版本。众所周知，典型的GEMS
Figure G2009101688520D00161
系统的特征是四个接收器和八个输入端。接收器0可连接到端口1或5，接收器1可连接到端口2或6，接收器2可连接到端口3或7，并且接收器3可连接到端口4或8。在该标准配置中，GEMS MR系统在除端口1和8之外的每个输入端中都具有前置放大器。
图8和10示出根据单接收器版本的通常标示为100的接口设备。通过其连接器102，接口设备100被设计成使腔内探针1经由输出电缆3与主MR系统10的端口1互连，该主MR系统10未配备有它自己的前置放大器。因此，接口设备100包括PIN二极管33和前置放大器101。PIN二极管33跨接在接口设备100的其中插有输出电缆3的插头35的输入插座103的两端。该设计选择使得PIN二极管33物理地远离腔内探针1，从而允许它在一次性探针1用后即弃之后仍可再次用作接口设备的一部分。该前置放大器包括GASFET 110和串联共振输入电路130。串联共振输入电路130包括输入电容器CP和输入电感器LP，在其结点处还连接有GASFET 110的栅极。GASFET使其源极连接到偏压电阻器RB，并使其漏极链接到耦合电容器CC和RF扼流圈RFC2。根据众所周知的电路设计原理，电阻器RB应选择成使流过GASFET 110的电流提供良好增益和低噪声指数。RFC2允许在MR系统10的接收周期期间DC功率在不缩减由前置放大器101输出的MR RF信号的情况下被馈入GASFET 110的漏极。较佳地在电容器CC的另一侧采用电缆陷波电路(cable trap)115以阻断不期望的电缆电流。
当接口设备100经由探针电缆150和连接器102连接到MR系统时，漏极经由耦合电容器CC和电缆陷波电路115链接到MR系统10的端口1。该漏极还经由RF扼流圈RFC2链接到MR系统10中的DC电源。旁通电容器CB2连接在该RF扼流圈与接地之间，因此将任何非DC分量输送到地。接口设备100还包括旁通电容器CB1和RF扼流圈RFC1。旁通电容器CB1连接在接地与偏压线121之间，MR系统101能用该偏压线来偏压PIN二极管33。CB1因而用来将任何非DC分量从偏压线输送走，并去耦合二极管33。RFC1连接在PIN二极管33的阳极与旁通电容器CB1之间，从而呈现出对RF的高阻抗而不会明显地限制偏压电流的流动。接口设备100较佳地还包括前置放大器保护二极管DPP和旁通电容器CB3。二极管DPP在MR系统的发送周期期间保护前置放大器101。旁通电容器CB3连接在前置放大器保护二极管DPP的阳极与接地之间。RFC3防止来自前置放大器101的任何RF电流流到MR系统10，同时允许偏压电流在偏压线121上流动。
在发送周期期间，MR系统10将经由偏压线121正向偏压二极管DD和DPP。跨接于设备100的插有输出电缆3的插头35的连接器103，PIN二极管DD因而将如上所述地使腔内探针1去耦合。同时，前置放大器保护二极管DPP将实际上短路GASFET 110的栅极，这防止了所发送的RF脉冲信号损坏前置放大器101。在接收周期期间，MR系统10将反向偏压那些二极管，从而将它们实际上关断。串联共振电路130在线圈回路2在加载状况下工作时向GASFET 110提供最优阻抗。与GASFET 110的栅极耦合的串联共振电路130将向前置放大器101提供相对较低的输入阻抗，这被用来放宽线圈回路2的频率响应。该更宽的频率响应弥补固定的调谐方案，这使得线圈回路2的调谐远不如对美国专利5,476,095和5,355,087中公开的探针那么苛刻。更具体地，当线圈回路2用作50Ω输入时，串联共振电路130将向GASFET 110提供高阻抗(～1000到2000Ω)，同时对线圈回路2显现为极低的阻抗(～1到5Ω)。这将实际上使线圈回路2一定程度地去耦合，这扩展了其频率响应而不会牺牲信噪比。前置放大器101与其串联共振输入电路130一起将提供去耦合二极管33的阳极与端口1之间的增益和阻抗匹配，以使由线圈回路2检测到的MR信号被传递给MR系统的端口1且信噪比增强。
接口设备100较佳地还以电路160为特征，该电路160在腔内探针1不连接到接口设备时防止该MR系统10执行扫描过程。这样的电路160可在MR系统10内产生驱动器故障，以防止在探针未连接时进行扫描。作为电路160的一部分的通过它可通知医务人员发生这种故障的声音警报或显示161也是较佳的。
图9和11示出根据其多接收器版本的通常标示为200的接口设备。通过其连接器202，接口设备200被设计成不仅使腔内探针1而且使相阵列线圈系统80与GEMS 3.0T
Figure G2009101688520D00171
MR系统的相阵列端口连接。该相阵列端口通常由四个端口(例如端口2、4、5和7)构成，所有端口都可经由单个连接器访问。现有技术
Figure G2009101688520D00172
躯体阵列是它本身可经由其单个连接器81插入相阵列端口的这样一种相阵列线圈系统80。如果
Figure G2009101688520D00181
躯体阵列被用作线圈系统80，则图9的线圈元件A1和A2将是前翼82中的两个表面线圈，而线圈元件P1和P2将是后翼83中的两个表面线圈。那两个翼各自具有两个线圈元件，其导线通过两条电缆84、85路由到单个连接器81。正是通过连接器81方可将
Figure G2009101688520D00182
躯体阵列正常地插入主MR系统的相阵列端口，且其四个线圈元件的每一个都与四个系统端口之一互连。然而，接口设备200在与腔内探针1和
Figure G2009101688520D00183
躯体阵列一起使用时将使五个线圈(即线圈回路2以及线圈元件A1、A2、P1和P2)连接到MR系统10的四-接收器相阵列端口。接口设备200使四-线圈躯体阵列与仅接收直肠内线圈1相组合，以允许前列腺的高分辨率成像以及骨盆区域的相阵列成像一起进行。
接口设备200包括探针接口电路210和阵列接口电路240。探针接口电路210包括PIN二极管33和电缆陷波电路211。PIN二极管33跨接在设备200的插有输出电缆3的插头35的输入插座203两端。在本文中称为电路长度213的探针电缆213被用来使去耦合二极管33-并通过它使腔内探针1的线圈回路2-与MR系统10的第一端口(即端口7)链接。电缆陷波电路211防止非预期电流在探针电缆的屏蔽导体上流动。如图9所示，电缆长度213较佳地具有电气长度n(λ/2)，其中n为整数而λ是MR系统的工作频率的波长。这使电路长度213实际上显现为具有零电气长度。
阵列接口电路240用来电互连相阵列线圈系统80和MR系统10。它包括第一和第二串联共振网络242和252、两个1/4波长网络261和262、以及一个1/4波长组合器271。假设线圈系统80采取
Figure G2009101688520D00184
躯体阵列的形式，串联共振网络242将把来自前线圈元件A1的MR信号传送给MR系统10的第二部分(即端口4)。类似地，另一个串联共振网络252将把来自前线圈元件A2的MR信号传递给第三个端口(即端口2)。如图9所示，一个1/4波长网络261被设置成接收来自后线圈元件P1的MR信号，并且另一个1/4波长网络262被配置成接收来自后线圈元件P2的MR信号。较佳地为Wilkinson型的1/4波长组合器271被连接到1/4波长网络261和262的输出端。它组合从那两个网络接收的MR信号并将结果的MR信号传送给MR系统10的第四端(即端口5)。
第一串联共振网络242包括电容器CR1和RF扼流圈RFC5。类似地，第二串联共振网络252包括电容器CR2和RF扼流圈RFC6。CR1和CR2的值被选择为使各电容器调谐出其相应电路路径中固有的电感。第一和第二网络242和252因而在MR系统10的工作频率上串联共振(即它们像在n＝0时长度为n(λ/2)一样动作)。这使线圈系统80和MR系统10能像对网络242和252没有长度一样地电气操作。此外，RF扼流圈RFC5被设置成与电容器CR1并联，就像扼流圈RFC6与电容器CR2一样。这是因为MR系统10将沿着串联共振网络242和252的电路路径向线圈系统80中的去耦合二极管传送用于前线圈元件A1和A2的偏压信号。扼流圈RFC5和RFC6使得那些偏压信号能从端口4和2传递到那些去耦合二极管。
此外，如图9所示，从线圈元件P1的输入(通过网络261和组合器271)到端口5的电路路径的长度理想地是工作波长的1/2(即nλ/2)。相同长度适用于从线圈元件P2的输入延伸到端口5的电路路径。因此，MR系统10将实际上显现为零电气长度，这使得端口5中的低阻抗前置放大器的有利效应能反射回其相应的输入。此外，MR系统10向去耦合二极管传送用于后线圈元件P1和P2的偏压信号。RF扼流圈与组合器271和网络261的相关电路使得偏压信号能从端口5传递给线圈元件P2的去耦合二极管。RF扼流圈RFC7和相关电路使得偏压信号能从端口8传递给线圈元件P1的去耦合二极管。线圈元件P1的偏压信号源自端口8，从而与线圈元件P2的无关。
在发送周期期间，MR系统10将用去耦合二极管DD正向偏置去耦合电压，该去耦合电压较佳地叠加于电缆213的信号线上。置于设备200的插有输出电缆3的插头35的连接器203两端，PIN二极管DD因而将如上所述地去耦合腔内探针1。MR系统10还将同时正向偏置线圈系统80中四个线圈元件A1、A2、P1和P2的去耦合二极管。这将使得那些去耦合二极管短路，由此产生高阻抗的并联共振电路，这将实际上使线圈系统80的四个线圈元件开路。这样，主MR系统10因而使腔内探针1和躯体阵列80与MR系统的相阵列端口去耦合。相反，在接收周期期间，MR系统10将反向偏压探针1的PIN二极管DD和线圈系统80的去耦合二极管，从而有效将它们关断。这将使腔内探针1和躯体阵列80耦合到相阵列端。这将使线圈回路2和线圈元件A1、A2、P1和P2能响应于共振感生RF脉冲检测到从其相应感兴趣区域(例如前列腺和周围腹部、胸部和骨盆区域)发出的MR信号。MR信号然后以上述方式通过接口设备200路由，并经由连接器202传递到主MR系统10的相阵列端口。
接口设备200还较佳地以电路280为特征，该电路280在腔内探针1不连接到接口设备时防止该MR系统执行扫描过程。这样的电路280可包括连接到其中插有腔内探针1的插头35的插座203的探针感测线。当探针1连接到接口设备200时(即插头35插入插座203)，探针感测线将接地。电路280然后可检测该接地，并将适当信号传递给端口1以使MR系统开始扫描过程。如果腔内探针不连接到接口设备，电路280将检测由此产生的开路并通过改变端口1的状态来防止MR系统进行该扫描作出响应。作为电路280的一部分且通过它可通知医务人员该故障的声音警报或显示281也是较佳的。确定探针是否连接到接口设备的各种其它方法当然也是本发明所构想的。
图12示出根据本发明第一可选实施例的腔内探针和接口设备的与之相对应的相关部分。具体地，图12示出通过输出电缆3a连接到接口设备的去耦合二极管DD的线圈回路2a。输出电缆3a是不平衡的，即其屏蔽导体31a连接到结点22a而其中心导体32a连接到驱动电容器CD1的另一侧上的节点。然而，与先前公开的第一实施例不同，输出电缆3a的电气长度仅为n(λ/2)。这是因为补充长度SL已被结合于接口设备内。这可通过确保从输入插座到去耦合二极管DD的电气长度等于SL来例如如图12所示地实现。当探针的输出电缆3a被插入接口设备时，从线圈回路2a到PIN二极管DD的总电气长度等于n(λ/2)+SL。尽管本实施例将SL置于接口设备中而非输出电缆3a中，但它仍然允许腔内探针及其相应接口设备在MR系统的发送和接收周期期间以与本发明第一实施例相同的方式来工作。
图13示出根据本发明第二可选实施例的腔内探针和接口设备的与之相对应的相关部分。具体地，图13示出通过平衡输出电缆3b连接到接口设备的去耦合二极管DD1和DD2的线圈回路2b。在输出电缆3b的一端，第一和第二中心导体32b和34b分别连接到驱动电容器CD1和CD2的相对两侧上的节点。当插入相应接口设备的输入插座时，输出电缆3b在其近端使其第一和第二中心导体32b和34b分别电链接到二极管DD1和DD2的阳极，且其屏蔽导体31b与两个去耦合二极管的阴极接地。与先前公开的第一实施例不同，输出电缆3b的电气长度仅为n(λ/2)，因为SL已被结合于接口设备内。平衡输出电缆3b这样的使用允许比第一可选实施例中使用的不平衡输出电缆3a更佳地去耦合(例如各驱动电容器两端的2×1500Ω)。
图14示出根据本发明第三可选实施例的腔内探针和接口设备的与之相对应的相关部分。探针的线圈回路2c通过平衡输出电缆3c连接到接口设备的去耦合二极管DD。与先前各实施例不同，线圈回路2c被构建为仅具有一个驱动电容器CD，且调谐电容器CT与之正好相对地置于线环内。驱动电容器CD和调谐电容器CT的值一般可根据前述方法计算，以使得线圈回路2c不仅能显现为接口设备的50Ω源，而且能在MR系统的工作频率上共振。在输出电缆3c的一端，第一和第二中心导体32c和34c连接在驱动电容器CD的两端。当插入接口设备的输入插座时，输出电缆3c在其近端使其第一和第二导体32c和34c分别电链接到去耦合二极管DD的阳极和阴极，且其屏蔽导体31c与接口设备一起接地。与先前所公开的第一实施例不同，输出电缆3c的电气长度仅为n(λ/2)，因为补充长度SL已被结合于接口设备内。
图15示出腔内探针的一现有较佳实施例，通常标示为11。该腔内探针包括一线圈回路和两条输出电缆3d和3e。该线圈回路较佳地与结合第一实施例公开的即线圈回路2相同。然而，输出电缆3d和3e被设计成使线圈回路2与其中结合有未在先前实施例中找到的改进的接口设备互连。对本实施例同样重要的是选择输出电缆3d和3e的电气长度，如下所述。每条输出电缆的实际长度从线圈回路2延伸到插头335的末端。因而插头335表示输出电缆3d和3e连接到要与腔内探针11一起使用的接口设备或其它外部电路的点。如在图17中最佳所示，输出电缆3d和3e较佳地装在在插头355处结束的单管道30内。
相对于线圈回路，输出电缆3d通过其屏蔽导体31d连接到结点22d，并通过其中心导体32d连接到驱动电容器CD1的另一侧上的节点。第二电缆即输出电缆3e通过其屏蔽导体31e连接到结点22d，并通过其中心导体32e连接到驱动电容器CD2的另一侧上的节点。如对本领域熟练技术人员应当显而易见的，输出电缆3d和3e连接到线圈回路2的方式指示从线圈回路2传送到一条输出电缆的MR信号相对于传送到另一条输出电缆的MR信号将为λ/2弧度(180度)异相。
在本实施例中，输出电缆3d和3e各自具有实际电气长度SL+n(λ/4)，且n的值为出于上述原因通常设置成1的奇数。有了该电气长度，输出电缆被设计成与在其输入处(即插座303与去耦合二极管之间)装有电气长度λ/4的接口设备一起使用。如在以下详细说明的，该1/4波长电气长度被结合到接口设备的单接收器和多接收器版本的输入端。
图16和17示出本现有较佳实施例中根据其单接收器版本的标示为300的接口设备。如在图17中最佳所示，接口设备300被设计成通过其探针电缆350和连接器302使腔内探针(经由管道30和插头335)与未装备有它自己的前置放大器的主MR系统10的端口1互连。因此，接口设备300包括前置放大器351以及相移网络310和两个PIN二极管33a和33b。
相移网络310以两个子网320和330为特征。第一子网320包括电感器L1和电容器C1，并且第二子网330包括电感器L2和电容器C2。为了使相移(如下所述)能得到良好的调谐，电容器C1或电容器C2或两者可用可变电容器的形式实现。PIN二极管33a连接在第一子网320的输出两侧，而PIN二极管33b类似地连接在第二子网330的输出两侧。旁通电容器C4连接在二极管33a的阴极与接地之间。类似地，旁通电容器C5连接在二极管33b的阳极与接地之间。旁通电容器C4和C5用来将非DC分量路由到接地，同时使DC电流通过以偏置二极管33a和33b。电阻器R1和R2分别连接在PIN二极管33a和33b两端。R1和R2的值被选择为确保PIN二极管33a和33b两端的电压降在MR系统10的接收周期期间反向偏置这些二极管时尽可能相等。
接口设备300还包括旁通电容器CB1和RF扼流圈RFC1。旁通电容器CB1连接在接地与偏置线131之间，MR系统10能用该偏置线131偏置PIN二极管33a和33b。电容器CB1用来将任何非DC分量传送到接地，因而远离偏置线131以及去耦合二极管33a和33b。RFC1连接在PIN二极管33a的阳极与旁通电容器CB1之间，因而呈现对RF频率的高阻抗而不会明显地限制偏置电流的流动。
前置放大器351较佳地与结合第一实施例公开的相同，即接口设备100的前置放大器101。前置放大器351包括GASFET 360和串联共振输入电路370。该串联共振电路370包括输入电容器CP和输入电感器LP，在其结点处还连接了GASFET360的栅极。该GASFET还使其源极连接到偏置电阻器RB，并使其漏极链接到耦合电容器CC和RF扼流圈RFC2。在其它组件中，电缆陷波电路315较佳地在电容器CC的另一侧使用以阻止探针电缆350的外屏蔽上的非预期电缆RF电流。
当接口设备300经由探针电缆350和连接器302连接到MR系统时，漏极经由耦合电容器CC和电缆陷波电路315链接到MR系统10的端口1。该漏极还经由RF扼流圈RFC2链接到MR系统10的DC电源。旁通电容器CB2连接在该RF扼流圈和接地之间，因此将任何非DC分量传送到接地。RFC2使得DC电源在MR系统10的接收周期期间被馈入GASFET 360的漏极，而不会缩减由前置放大器351输出的MR RF信号。接口设备300较佳地还包括前置放大器保护二极管DPP和旁通电容器CB3。PIN二极管DPP在MR系统的发送周期期间保护前置放大器351。旁通电容器CB3连接在前置放大器保护二极管DPP的阳极与接地之间，因而阻止DC分量到达接地。RF扼流圈RFC3一端连接在电容器CP输入侧，而另一端连接在二极管DPP与旁通电容器CB3之间。因而RFC3提供一开路RF电路和一短接DC电路，以防止经由电感器LP和电容器CP实现的经调谐电路的失谐。
当管道30的插头335连接到接口设备300的插座303时，腔内探针11的输出电缆3d和3e分别连接到接口设备300的第一子网320和第二子网330。正是通过子网320和330相移被实现成：在MR系统10的接收周期期间，由输出电缆3d传送的来自线圈回路2的MR信号结构性地与由输出电缆3e传送的来自线圈回路2的MR信号相组合。这样，第一和第二子网320和330较佳地被实现为分别在从输出电缆3d和3e接收的MR信号上施加正λ/4(+90度)相移和负λ/4(-90度)相移。如以下详细所述，由探针11的输出电缆3d和3e以及接口设备300的子网320和330所给予的组合电气长度对本发明本较佳实施例的正确运行至关重要。
在接收周期期间，MR系统10将经由偏置线131反向偏置接口设备300中的二极管33a、33b和DPP，从而将它们有效地关断。通过开路二极管33a和33b，MR系统10使得通过线圈回路2检测到的MR信号有可能经由输出电缆3d和3e以及子网320和330被传送到前置放大器351的输入端。具体地，如上所述，由线圈回路2施加于输出电缆3d的MR信号相对于施加于输出电缆3e的MR信号为λ/2弧度(180度)异相。然后由输出电缆3d和子网320运送的MR信号沿着第一组合电气长度SL+λ/2运送，其中SL+λ/4应归于输出电缆3d，而+λ/4应归于子网320。同时，由输出电缆3e和子网330运送的MR信号沿着第二组合电气长度SL运送，其中SL+λ/4应归于输出电缆3e，而-λ/4应归于子网330。由于通过网络310带来的该λ/2弧度相移，在这两个信号路径上运送的MR信号彼此反相地到达串联共振电路370和GASFET 360栅极的结点处。这使得来自两条信号路径的MR信号能结构性地组合，且所组合的MR信号以与以上结合接口设备100的前置放大器101公开的相同方式来驱动前置放大器351。类似地，前置放大器351由于串联共振电路370的低阻抗被作为电感反射回去，以并联共振线圈回路2的各个驱动电容器CD1和CD2，由此在都不牺牲信噪比的情况下扩大了线圈回路的频率响应并且也提供了前置放大器去耦合的度量。因而，前置放大器351及其串联共振电路370提供(在其上显现的由腔内探针11输出的MR信号的)去耦合二极管33a/33b与端口1之间的增益和阻抗匹配，从而通过线圈回路2检测到的MR信号被传递到MR系统的端口1，且信噪比增强。
在发送周期期间，MR系统10将经由偏压线131正向偏压二极管33a、33b和DPP。通过导通二极管DPP，MR系统10有效地短路GASFET 360的栅极，这可防止所发送的RF脉冲损坏前置放大器351。通过导通二极管33a和33b，MR系统10使得短路在各子网输出的距离插座303λ/4电气长度(为该插座与去耦合二极管之间的距离)处发生。由于两个子网320和330给予的不同相移，这导致驱动电容器及其相应去耦合二极管之间的不同有效电气长度。具体地，驱动电容器CD1与子网320输出处的短路之间的电气长度为SL+λ/2，其中SL+λ/4应归于输出电缆3d而+λ/4应归于子网320。如上所述的补充长度SL固有地用作电感器LD，且理想地具有其大小等于电感器CD1的容抗的感抗。然而，λ/2部分有效地显现为零电气长度，因为它是工作波长的一半。因而，在MR系统10的发送周期期间，电容器CD1与去耦合二极管33a之间的有效电气长度为SL。去耦合二极管33a的正向偏压因而使得输出电缆3d的固有电感LD和线圈回路2的驱动电容器CD1能形成一并联共振电路。该并行共振电路的高阻抗近似于一开路电路，它有效地使线圈回路2在驱动电容器CD1与之相连的点附近开路。类似地，驱动电容器CD2与子网330的输出处短路之间的电气长度为SL，其中SL+λ/4应归于输出电缆3e而-λ/4应归于子网330。因而补充长度SL表示发送周期期间电容器CD2与去耦合二极管33b之间的有效电气长度。在正向偏置时，去耦合二极管33b使得输出电缆3e的固有电感LD和线圈回路2的驱动电容器CD2能形成一并联共振电路。该并联共振电路的高阻抗近似于一开路电路，它有效地使线圈回路2在驱动电容器CD2与之相连的点附近开路。以前述方式，腔内探针在发送周期期间与MR系统10的发送场去耦合。
也可从一不同观点来看腔内探针11的去耦合。如上所述，输出电缆3d和3e各自具有电气长度SL+λ/4。在每条输出电缆中，补充长度SL连同与之相连的线圈回路2的相应驱动电容器用作一源阻抗，并可视为与其长度为λ/2(即输出电缆的λ/4部分和与之相连的子网的λ/4部分之和)的传输线相连。众所周知，短路传输线的共振频率点处的驻波产生一普通效应。在该情形中，在该传输线的长度有效地为MR系统的工作波长的一半(或其某整数倍)处，该源将看到与传输线末端处等同的阻抗。该技术有时被称为半波长阻抗变换。
当腔内探针11连接到接口设备300或任何其他适当电路时，各输出电缆3d和3e通过其相应子网连接到短路去耦合二极管33a和33b之一，各个去耦合二极管有效地用作半波长传输线的端接点。在MR系统10的发送周期期间，各输出电缆的SL部分连同与之相连的驱动电容器因此将看到SL部分继续到1/2波长传输线的确切点处的短路。因此，输出电缆3d的SL部分中固有的电感LD和线圈回路2的驱动电容器CD1形成一并联共振电路。该并联共振电路的高阻抗近似于一开路电路，它有效地使线圈回路2在驱动电容器CD1与之相连的点附近开路。类似地，输出电缆3e的SL部分中固有的电感LD和线圈回路2的驱动电容器CD2有效地形成一开路。结果，当插入适当设计的接口设备时，腔内探针11将使其线圈回路2在MR系统10的发送周期期间与发送场有效地去耦合。
此外，腔内探针11甚至在与接口设备断开时也与发送场去耦合。如上所述，输出电缆3d和3e各自具有电气长度SL+λ/4。在每条输出电缆中，补充长度SL连同与之相连的线圈回路2的相应驱动电容器用作一源阻抗，并可视为与其长度为输出电缆的剩余λ/4部分的传输线相连。众所周知，开路传输线的共振频率点处的驻波产生一普通效应。在该情形中，在该传输线的长度已被选择为正好是MR系统的工作波长的1/4(或其某整数倍)处时，该源将看到与传输线末端处恰好相反的阻抗。该技术有时被称为1/4波长阻抗变换。
当与腔内探针断开时，各输出电缆3d和3e在插头335处(即1/4波长传输线的端接点处)开路。在MR系统10的发送周期期间，各输出电缆的SL部分连同与之相连的驱动电容器因此将看到SL部分继续到1/4波长传输线的确切点处的短路。因此，输出电缆3d的SL部分中固有的电感LD和线圈回路2的驱动电容器CD1形成一并联共振电路。该并行共振电路的高阻抗近似于一开路电路，它有效地使线圈回路2在驱动电容器CD1与之相连的点附近开路。类似地，输出电缆3e的SL部分中固有的电感LD和线圈回路2的驱动电容器CD2有效地形成一开路。结果，根据本现有较佳实施例，如果在未将腔内探针插入适当接口设备时医务人员尝试使用该探针，则其中的线圈回路2仍然会通过两条输出电缆3d和3e的每一条与发送场有效地去耦合。
图18和19示出在本现有较佳实施例中根据其多接收器版本的标示为400的接口设备。如图19最佳所示地，接口设备400被设计成通过其连接器402使腔内探针11和诸如躯体阵列的补充线圈系统与多接收器MR系统的接收器连接。该补充线圈系统例如可以如上结合接口设备200所述的相阵列线圈系统80的形式实现。作为该示例的一种扩展，图18示出被用来使补充线圈系统和腔内探针11与GEMS3.0T
Figure G2009101688520D00251
MR系统的相阵列端口互连的接口设备400。由于这些方面中接口设备200和400之间的相似性，在此将不再赘述相阵列端口和补充线圈系统，也不再赘述有关接口设备400如何将补充线圈系统连接到相阵列端口的细节。
接口设备400包括探针接口电路401和阵列接口电路440。如以上所暗示的，阵列接口电路440较佳地与结合接口设备200公开的阵列接口电路240相同。然而，可用各种方法来实现阵列接口电路，且正确方式取决于设计选择和系统要求是显而易见的。然而，探针接口电路401包括相移网络410和两个PIN二极管433a和433b。应当显而易见的是，如果探针接口电路401要链接的MR系统中的端口装有一前置放大器，则该探针接口电路401无需包含前置放大器。如果该端口并未如此装备，则可采用与接口电路300相同或相似的关联电路，如图16中所示。
相移网络410较佳地与图16中所示的相移网络310相同，与接口设备300的二极管33a和33b相关的PIN二极管433a和433b也是如此。PIN二极管433a连接在第一子网420的输出两端，而PIN二极管433b也类似地连接在第二子网430的输出两端。与接口设备300的偏置线131相似，偏置线431允许MR系统10在操作的发送和接收周期期间偏置二极管433a和433b。由于通过网络410带来的该λ/2弧度相移，在这两个信号路径上运送的MR信号彼此反相地到达节点N处。节点N因而表示来自两条信号路径的MR信号结构性地组合的点。所组合的MR信号是最终在MR系统10的第一端口(即端口7)处驱动前置放大器的信号。
在本文中也称为电路长度413的探针电缆413被用来链接去耦合二极管433a和433b的输出(即节点N)与MR系统10的第一端口。电缆陷波电路411防止非预期电流在探针电缆的屏蔽导体上流动。如图19所示，电路长度413较佳地具有电气长度n(λ/2)，其中n为一整数而λ是MR系统的工作频率的波长。这使得电路长度413有效地显现为具有零电气长度。同样用阵列接口电路240/440的第一和第二串联共振网络242和252实现的、以及通过线圈元件P1/P2与端口5之间的电路路径实现的这些零电气长度允许MR系统10的端口中的低阻抗前置放大器的有利效应能反射回其相应输入。
当管道30的插头335与接口设备400的插座403相连时，腔内探针11分别通过其输出电缆3d和3e连接到探针接口电路401的第一子网420和第二子网430。类似地，当接口设备400经由连接器402连接到MR系统时，探针接口电路401的节点N经由探针电缆413被链接到MR系统10的端口7。
在接收周期期间，MR系统10将反向偏压探针接口电路401中的PIN二极管433a和433b、以及阵列接口电路440中的去耦合二极管。当这些二极管实际上关断时，腔内探针11和躯体阵列80将有效地耦合到MR系统10的相阵列端口。这将使得腔内探针11中的线圈回路与线圈系统80中的线圈元件A1、A2、P1和P2能检测到响应于共振感生RF脉冲从其相应感兴趣区域(例如前列腺和周围的腹部、胸部和骨盆区域)中发出的MR信号。具体地，与上述相移网络310相似，通过线圈回路2异相地施加于输出电缆3d和3e的MR信号分别通过子网420和430相位对齐，且结构性组合的MR信号在MR系统10的第一端口(即端口7)驱动前置放大器。相一致地，与上述阵列接口电路240相似，来自A1和A2线圈元件的MR信号分别通过串联共振网络442和452路由到MR系统10的第二和第三端口(例如端口4和2)。类似地，来自P1和P2线圈元件的MR信号分别通过1/4波长网络461和462经由1/4波长组合器471路由到MR系统10的第四端口(例如端口5)。尽管接口设备400已在4-接收器MR系统的环境中进行了说明和描述，但应当显而易见的是本发明容易适用于具有更多甚至更少接收器的MR系统。
在发送周期期间，MR系统10将正向偏压探针接口电路401中的PIN二极管433a和433b。分别置于第一和第二子网420和430两端的二极管433a和433b因而将如以上结合接口设备300所述去耦合腔内探针11。MR系统10还将同时正向偏压线圈系统80中的四个线圈元件A1、A2、P1和P2的去耦合二极管，如上结合接口设备200所述。这将使得这些去耦合二极管短路，由此产生高阻抗的并行共振电路，这将使得线圈系统80的四个线圈元件实际上开路。这样，主MR系统10将因而使腔内探针11和躯体阵列80都与MR系统的相阵列端口去耦合。最后，如以上结合接口设备300所述，腔内探针11甚至在与接口设备400断开时还将与发送场去耦合。
如对核磁共振成像和频谱学领域中的普通技术人员应当显而易见的是，以上实施例的任一个中的腔内探针可构建为具有安排成相阵列配置的两个或多个线圈回路。此外，单腔内探针中的两个或多个线圈回路可被协调定向以提供感兴趣区域的正交覆盖。这样的腔内探针的输出电缆将必须相应地连接以正确地将线圈回路链接到适当接口设备。
例如，图20A和20B示出在相阵列配置中具有四个线圈元件的腔内探针12，其中每一线圈元件各自被其它线圈元件的每一个临界重叠。在该特定实现中，每个线圈元件被示为仅具有一个驱动电容器。四条输出电缆以与结合腔内探针11公开的相似的方式较佳地实现为具有电气长度SL+λ/4。
用于实现本发明的现有较佳实施例和可选实施例已根据专利法进行了详细地阐述。本发明所属领域的普通技术人员仍然可认识到实施本发明的其它方法而不背离以下权利要求的精神。因此，落于各权利要求的文字含义以及等效范围内的所有改变和变化都包括在其范围内。这些技术人员还将认识到本发明的范围由以下权利要求而非前面描述中所讨论的任一特定示例或实施例指示。
因此，为了促进科学和有用技术的进步，发明人在此根据专利许可证排他权在专利法规定时间内保护以下权利要求所包含的全部主题。

Claims (12)

1.一种用于使腔内探针与具有操作接收周期和发送周期的核磁共振系统连接的接口设备，所述腔内探针具有一线圈回路和在插头处终止并用于将所述线圈回路连接到所述接口设备的一对输出电缆，所述接口设备包括：
(a)插座，所述腔内探针的所述插头能够与其连接；
(b)相移网络，连接到所述插座，所述相移网络具有分别与所述输出电缆的第一和第二电缆相连的第一和第二子网络，当所述腔内探针的所述插头插入所述插座中时，所述输出电缆的每一条在其另一端跨所述线圈回路中的驱动电容器连接并且具有电气长度SL+n(λ/4)，其中SL是其电抗和与之相对应的驱动电容器的电抗大小相同的补充长度，n是奇数，而λ是所述核磁共振系统的工作频率的波长；以及
(c)一对PIN二极管，其中第一PIN二极管跨接所述第一子网的输出，第二PIN二极管跨接所述第二子网的输出，使得所述第一和第二子网络中每一个从所述插座到与其对应的所述PIN二极管的电气长度为λ/4；
其中(I)当所述腔内探针的插头插入所述接口设备的所述插座时，所述相移网络在以下期间启用所述线圈回路：(i)在所述接收周期期间，当所述PIN二极管反向偏置以通过所述输出电缆耦合到所述核磁共振系统的探针输入端从而允许从所述输出电缆的每一条接收的核磁共振信号被结构性组合并被路由到所述探针输入端时，以及(ii)在所述发送周期期间，当所述PIN二极管正向偏置以经由所述输出电缆的每一条和与其对应的所述子网络的组合电气长度SL+n(λ/2)从所述核磁共振系统的发送场去耦合；以及(II)当所述腔内探针的所述插头从所述接口设备的所述插座拔出，在所述发送周期期间所述线圈回路经由所述输出电缆的每一条的所述电气长度SL+n(λ/4)从所述核磁共振系统的发送场去耦合。
2.如权利要求1所述的接口设备，其特征在于，所述相移网络包括前置放大器，用于提供所述相移网络与所述探针输入端之间的增益和阻抗匹配，从而从所述相移网络所接收的所述核磁共振信号在所述接收周期期间被以增强信噪比传送给所述探针输入端。
3.如权利要求2所述的接口设备，其特征在于，所述前置放大器包括：
(a)GASFET，具有栅极、源极和漏极；以及
(b)串联共振电路，连接在所述相移网络与所述栅极之间，所述串联共振电路用于将所述腔内探针耦合到所述栅极，以扩大所述线圈回路的频率响应，所述串联共振电路包括输入电容器和输入电感器，在其结点处连接有所述GASFET的所述栅极，所述串联共振电路在所述核磁共振系统的所述接收周期期间用于在加载所述线圈回路时向所述GASFET提供最佳阻抗。
4.如权利要求3所述的接口设备，其特征在于，所述GASFET在其所述源极处连接到一偏压电阻器，在其所述漏极处连接到一耦合电容器和一RF扼流圈，从而当所述接口设备连接到所述核磁共振系统时，所述漏极经由所述耦合电容器连接到所述探针输入端，并经由所述RF扼流圈连接到所述核磁共振系统中的DC电源。
5.如权利要求1所述的接口设备，其特征在于，还包括：
(a)探针电缆，用于连接所述接口设备的输出与所述核磁共振系统的所述探针输入端；
(b)电缆陷波电路，用于防止非期望电流在所述探针电缆的屏蔽导体上流动。
6.如权利要求2所述的接口设备，其特征在于，还包括一前置放大器保护二极管，用于在所述核磁共振系统的所述发送周期期间保护所述前置放大器。
7.一种用于使腔内探针和一线圈系统与具有操作接收周期和发送周期的核磁共振系统连接的接口设备，所述腔内探针具有一线圈回路和在插头处终止并用于将所述线圈回路连接到所述接口设备的一对输出电缆，所述接口设备包括：
(a)插座，所述腔内探针的所述插头能够与其连接；
(b)相移网络，连接到所述插座，所述相移网络具有分别与所述输出电缆的第一和第二电缆相连的第一和第二子网络，当所述腔内探针的所述插头插入所述插座中时，所述输出电缆的每一条在其另一端跨所述线圈回路中的驱动电容器连接并且具有电气长度SL+n(λ/4)，其中SL是其电抗和与之相对应的所述驱动电容器的电抗大小相同的补充长度，n是奇数，而λ是所述核磁共振系统的工作频率的波长；
(c)一对PIN二极管，其中第一PIN二极管跨接所述第一子网的输出，第二PIN二极管跨接所述第二子网的输出，使得所述第一和第二子网络中每一个从所述插座到与其对应的所述PIN二极管的电气长度为λ/4；
其中(I)当所述腔内探针的所述插头插入所述接口设备的所述插座时，所述相移网络在以下期间启用所述线圈回路：(i)在所述接收周期期间，当所述PIN二极管反向偏置以通过所述输出电缆耦合到所述核磁共振系统的探针输入端从而允许从所述输出电缆的每一条接收的核磁共振信号被结构性组合用于输出到所述探针输入端时，以及(ii)在所述发送周期期间，当所述PIN二极管正向偏置以经由所述输出电缆的每一条和与其对应的所述子网络的组合电气长度SL+n(λ/2)从所述核磁共振系统的发送场去耦合；以及(II)当所述腔内探针的所述插头从所述接口设备的所述插座拔出，在所述发送周期期间所述线圈回路经由所述输出电缆的每一条的所述电气长度SL+n(λ/4)从所述核磁共振系统的发送场去耦合；以及
(d)阵列接口电路，用于使所述线圈系统与所述核磁共振系统电互连。
8.如权利要求7所述的接口设备，其特征在于，所述阵列接口电路包括：
(a)第一串联共振网络，用于将来自所述线圈系统的第一线圈的核磁共振信号传送至所述核磁共振系统的第一线圈输入端；
(b)第二串联共振网络，用于将来自所述线圈系统的第二线圈的核磁共振信号传送至所述核磁共振系统的第二线圈输入端；
(c)一对1/4波长网络，所述一对1/4波长网络之一用于接收来自所述线圈系统的第三线圈的核磁共振信号，而所述一对1/4波长网络的另一个用于接收来自所述线圈系统的第四线圈的核磁共振信号；以及
(d)1/4波长组合器，用于组合从所述1/4波长网络对所接收的这些核磁共振信号，并将这些组合的核磁共振信号传送给所述核磁共振系统的第三线圈输入端。
9.如权利要求8所述的接口设备，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所述的接口设备，其特征在于，所述第一串联共振网络和所述第二串联共振网络的每一个都以所述核磁共振系统的工作频率串联共振，从而有效地使其电气长度呈现为零。
11.如权利要求8所述的接口设备，其特征在于，所述1/4波长组合器和与之相连的1/4波长网络以所述核磁共振系统的工作频率向通过其传送的核磁共振信号提供实际为零的电气长度。
12.如权利要求7所述的接口设备，其特征在于，还包括：
(a)探针电缆，具有屏蔽导体和绝缘地设置其中的中心导体，从而在所述探针电缆的一端所述屏蔽导体和所述中心导体跨接在所述相移网络的输出两端，所述探针电缆的电气长度为n(λ/2)；以及
(b)电缆陷波电路，用于防止非期望电流在所述探针电缆的所述屏蔽导体上流动。
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