CN102970924B - 多通道直肠内线圈和其接口设备 - Google Patents

多通道直肠内线圈和其接口设备 Download PDF

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Abstract

一种用于磁共振***的腔内探针包括：一对线圈环路，其布置成相控阵列；一对去耦电路；一对输出电缆；以及间隔材料，其邻近线圈环路的前表面定位。每个线圈环路具有驱动电容器和调谐电容器。每个去耦电路连接在所述线圈环路之一的所述调谐电容器两端。每个输出电缆在其第一端连接在所述线圈环路之一的所述驱动电容器两端使得所述驱动电容器中的每一个具备单独的接地。间隔材料确保在一对线圈环路与相关区域之间的预定距离，这从而减小在线圈环路附近的磁共振信号的强度；维持在相关区域内一定深度的SNR且减小了伪像。

Description

多通道直肠内线圈和其接口设备
相关申请
本申请要求保护在2010年7月1日所提交的名称为“Multi-ChannelEndorectal Coils and Interface Devices Therefor(多通道直肠内线圈和其接口设备)”的美国临时专利申请序列号No.61/360,646的权益。
技术领域
本发明大体而言涉及使用磁共振(MR)***来得到解剖结构的图像和光谱的***和方法。更特定而言，本发明涉及多通道表面线圈阵列和相关联的接口设备的多个实施例，该设备能在MR程序期间从所激发的原子核得到的MR信号提供图像和光谱结果。
背景技术
提供下文的背景信息以辅助读者理解下文所公开的本发明和其通常使用的环境。本文所用的用语意图不受特定狭隘的解释限制，除非在本文中清楚地陈述(明确地或暗示)为相反情况。
磁共振成像(MRI)为用于产生人体内部的高品质图像的非侵入式方法。其允许医疗人员查看人体内部而不需要进行手术或者使用例如X射线的电离辐射。图像具有较高的分辨率使得能够经常在视觉上将癌和其它形式的病理与健康组织区分开。也已经发展了磁共振技术和***用于执行光谱分析，通过光谱分析能够确定身体组织或其它材料的化学含量。
MRI使用强磁体、无线电波和计算机技术来创建身体中软组织、肌肉、神经和骨骼的详细图像。通过利用氢原子的基本性质来实现这个目的，氢原子为大量存在于活体组织内的所有细胞中的原子。在不存在磁场的情况下，氢原子的原子核像陀螺那样自旋，或随机地在每个方向中旋进。但当经受强磁场时，氢原子核的自旋轴线在场方向中将它们自身对齐。这是因为氢原子核具有所说的大磁矩，与该场的方向对齐的强大固有趋势。总之，待成像的区域中的氢原子核形成平行于磁场的指向的平均磁化矢量。
典型MRI***或扫描仪包括主磁体，三个梯度线圈、射频(RF)天线(常常被称作全身线圈)和计算机站，操作者能从计算机站来控制该***。但MRI***的主要构件为主磁体。其通常在性质上为超导的且具有圆柱形的形状。在其孔(开口，在MRI程序期间将患者置于其内)内，主磁体生成强磁场，常常被称作B0场，其为均匀的且静态的(不变)。此B0磁场沿着内孔的纵向轴线(被称作z方向)定向，其迫使在身体中的氢原子核的磁化矢量平行于该轴线将它们自身对齐。在此对齐中，原子核被准备为从全身线圈接收适当频率的RF能量。此频率被称作拉莫尔频率且取决于方程式ω＝γB0，其中ω为拉莫尔频率(氢原子在此频率旋进)，γ为回转磁常数，且B0为静态磁场的强度。
通常使用RF天线或全身线圈二者来传送RF能量脉冲和接收在氢原子核中由因此感应而产生的MR信号。具体而言，在此传送循环期间，身体线圈向圆柱形内孔内播送RF能量。此RF能量形成射频磁场，也被称作RF B1场，其磁场线定向为垂直于氢原子核的磁化矢量的线。RF脉冲使得氢原子核的自旋轴线相对于主(B0)磁场倾斜，从而造成净磁化矢量以已知的角度偏离z方向。但RF脉冲会仅影响以RF脉冲的频率绕其轴线旋进的那些氢原子核。换言之，仅在该频率“共振”的原子核会受到影响，且协同三个梯度线圈的操作来实现这样的共振。
梯度线圈为电磁线圈。每个梯度线圈用于沿着圆柱形内孔内的三个空间方向(x，y，z)之一生成线性变化但静态的磁场，其被称作梯度B1场。梯度线圈定位于主磁体内，梯度线圈在它们以具体方式快速接通和关掉时能在非常局部的水平更改主磁场。因此，与主磁体协作，梯度线圈可根据各种成像技术来操作使得在施加适当频率的RF脉冲时在任何给定点或在任何给定的条带、层面或体积单位中的氢原子核将能实现共振。响应于RF脉冲，在选定区域中旋进的氢原子吸收从身体线圈传送的RF能量，从而迫使其磁化矢量远离主(B0)磁场的方向倾斜。当关掉身体线圈时，氢原子核开始释放呈MR信号形式的RF能量，如在下文中进一步解释的那样。
能用于获得图像的一种熟知的技术被称作自旋回波成像技术。根据此技术操作，MRI***首先启动一个梯度线圈以设置沿着z轴线的磁场梯度。这被称作“层面(slice)选择梯度”且当施加RF脉冲时形成这种梯度且当关断RF脉冲时关掉这个梯度。其允许仅在位于被成像的区域的层面内的那些原子核内出现共振。在位于相关平面任一侧上的任何组织内并不出现共振。在停止了RF脉冲之后，在活化的层面中的所有原子核立即“同相”，即，它们的磁化矢量将指向相同的方向。在其自己的设备的左边，在该层面中的所有氢原子核的磁化矢量将放松，因此与z方向重新对齐。但替代地，第二梯度线圈被简单地启动以形成沿着y轴线的磁场梯度。这被称作“相位编码梯度”。其造成在层面内的原子核的磁化矢量在原子核在该梯度的最弱端与最强端之间运动时指向越来越不同的方向。之后，在RF脉冲之后，层面选择梯度和相位编码梯度被关掉，第三梯度线圈被短暂地启动以形成沿着x轴线的梯度。这被称作“频率编码梯度”或“读取梯度”，因为其仅在最终测量MR信号时施加。其造成放松的磁化矢量被有区别地再激发，使得靠近梯度低端的原子核开始以更快速率旋进且在高端的那些取得(pick up)甚至更高的速度。当那些原子核再次放松后，最快的那些(在梯度高端的那些)将发射最高频率的无线电波。
总起来，这些梯度线圈允许在空间上对MR信号编码，使得被成像的该区域的每个部分由其共振信号的频率和相位独特地限定。特别地，随着氢原子核放松，每个变成微型的无线电传送器，其发出根据其所处的局部微环境随着时间变化的特征性脉冲。例如，在脂肪中的氢原子核具有不同于水中的那些氢原子核的微环境，且因此传送不同的脉冲。由于这些差异，连同不同组织不同的水与脂肪比例，不同的组织传送不同频率的无线电信号。在其接收循环期间，身体线圈检测这些微型无线电传送，其通常总体上被称作MR信号。从身体线圈，这些独特的共振信号被输送到MR***的接收器，其中它们被转换为与之相对应的数学数据。必须多次重复整个过程来形成具有良好信噪比(SNR)的图像。使用多维傅里叶变换，MR***能将数学数据转换为二维或甚至三维图像。
当需要身体的一个具体部分更复杂的图像时，常常使用一个局部线圈而不是全身线圈。局部线圈可呈体积线圈或表面线圈的形式。体积线圈用于包围或封闭待成像的体积(即，头部、臂、手腕、腿或膝)。但表面线圈仅放置于患者的表面上使得能将下方的相关区域(例如，腹部、胸部和/或盆腔区域)成像。此外，局部线圈可被设计成作为仅接收线圈或者传送/接收(T/R)线圈来操作。前者仅能检测身体响应于MRI程序而产生的MR信号，如上文所指出的那样。但T/R线圈能接收MR信号以及传送的RF脉冲，RF脉冲产生RF B1磁场，RF B1磁场为在身体组织中引起共振的先决条件。
在MRI的领域中熟知使用单个局部线圈(无论是表面线圈还是体积线圈)来检测MR信号。根据单线圈法，使用相对较大的局部线圈来覆盖或封闭整个相关区域。早先的接收线圈仅为线性线圈，意味着它们仅检测由相关区域所产生的MR信号的两个(即，垂直MX′和水平MY′)正交分量中的仅一个。线性线圈的一个示例为图1A所示的单环路线圈。这个环路仅能够检测垂直于/垂直于如图1B所示的线圈平面定向的磁场(即，MR信号)。线性线圈的另一示例为图2A所示的蝶式或鞍式线圈。不同于单线圈，蝶式线圈仅对平行于如图2B所示的线圈平面定向的磁场敏感。这是因为蝶式线圈通过使环路在中部扭曲以形成绕中点的两个相同子环路而构成。由于在子环路中流动的电流相同但在反向旋转方向中流动，由通过对称结构的一个子环路流动的电流所生成的磁通量与另一子环路中的电流所造成的通量相等但相反。因此，在该结构的中点附近，由于反向旋转电流所造成的垂直场相反且因此彼此抵消。但由那些电流所生成的水平场合并，得到平行于线圈平面定向的磁场。
因此，发展了采用正交模式检测的接收线圈，意味着它们可拦截垂直分量和水平分量。与线性接收线圈相比，正交接收线圈使得MRI***能够提供SNR显著改进、通常改进多达41％的图像。即使正交模式检测带来这样的改进，单线圈法仍提供品质尚需改进的图像。单线圈法固有的缺点归因于仅使用一个线圈结构来在整个相关区域上采集MR信号。
也开发了相控阵列线圈来克服单线圈法的缺点。作为一个较大局部线圈的替代，相控阵列方案使用多个更小的局部线圈，其中每个这样的线圈覆盖或封闭相关区域的仅一部分。在具有两个这样的线圈的***中，例如，线圈中的每一个覆盖或封闭相关区域的大约一半，其中两个线圈通常部分重叠，出于磁性隔离目的。这两个线圈将同时从其相应部分采集MR信号，且它们将不会由于重叠而不利地相互作用。由于每个线圈仅覆盖相关区域的仅一半，每个这样的线圈能为在其覆盖区域内的相关区域的该部分接收更高SNR比的MR信号。因此相控阵列的更小的局部线圈一起向MRI***提供生成整个相关区域的图像所必需的信号数据，该图像的分辨率高于从单个大局部线圈能得到的分辨率。
相控阵列线圈的一个示例为由W.L.Gore and Associates，Inc生产的阵列。Torso阵列包含四个表面线圈，其中的两个置于前桨中，且另外两个置于后桨中。两个桨被设计成分别抵靠患者的腹部、胸部和盆腔区域附近的前表面和后表面放置。Torso阵列被设计成结合MR***使用，MR***的数据采集***具有多个接收器。Torso阵列的四个引线，自两个前表面线圈和两个后表面线圈的每个线圈一个，可连接到单独接收器，其中每个接收器放大和数字化其所接收的信号。然后MR***合并来自单独接收器的数字化数据以形成图像，该图像的总SNR比单个局部线圈或者甚至覆盖整个相关区域的两个较大前局部线圈和后局部线圈所得到的总SNR更佳。
还熟知通过使用腔内探针来得到内部身体结构的图像。被设计成主要用于1.0T和1.5T MR***的现有技术腔内探针的示例可见于美国专利No.5,476,095(‘095)和No.5,355,087(‘087)中，这两个专利都转让于本发明的受让人且以引用的方式结合到本文中。所公开的现有技术探针被设计成***于身体开口内，诸如直肠、***和口中。这些专利也公开了接口设备，接口设备被设计成使得现有技术的腔内探针与MR成像和光谱***成接口连接。在美国专利No.5,348,010中公开了使用腔内探针的方法，美国专利No.5,348,010也转让于本发明的受让人且以引用的方式合并到本文中。
协同其相关联的接口单元操作的现有技术探针允许MR***生成诸如***、结肠或子宫颈等各种内部身体结构的图像和光谱结果。这样的现有技术探针的示例包括BPX-15***/直肠内线圈(E线圈)、PCC-15结肠直肠线圈和BCR-15子宫颈线圈，所有这些为由Indianola，Pennsylvania的MEDRAD，Inc.生产的一次性线圈的eCoilTM线的部分。这样接口单元的示例包括也由MEDRAD，Inc生产的ATD-II和ATD-Torso单元。
ATD-II单元用于将现有技术探针与MR***的一个接收器连接以提供相关区域，即***、结肠或子宫颈的图像或光谱。ATD-Torso单元用于不仅使现有技术探针，而且也使阵列与MR***的多个接收器连接。当连接到这样的探针和torso阵列时，ATD-Torso单元允许MR***提供不仅***、结肠或子宫颈的图像或光谱而且也提供周围解剖结构，即腹部、胸部和盆腔区域的图像或光谱。
美国专利No.7,747,310和No.7,885,704(这两个专利都转让于本发明的受让人且以引用的方式结合到本文中)公开了若干腔内探针和相关联的接口设备，用于被设计成在比‘087专利和‘095专利的现有技术探针更高场强度操作的MR***。例如，后一引用教导了具有线圈环路的探针，该线圈环路包括两个驱动电容器和调谐电容器，它们全都串联。连接在每个驱动电容器两端的是输出电缆，输出电缆具有SL+n(λ/4)的电气长度。当每个输出电缆在其另一端连接到接口设备时，线圈环路因此通过接口设备与MR***互连。
参看图3，发展了正交腔内探针。例如，国际专利申请公开No.WO2010/056911(其转让于本发明的受让人且以引用的方式合并到本文中)公开了一种单线圈结构，由于共用中心导体的简单环路型线圈元件和蝶式线圈元件，其对于MR信号的垂直分量和水平分量都敏感。更具体而言，总体上标注为10的正交线圈包括外环路12，平分外环路12的中心导体14和大体上标注为16的输出线路。外环路12包括多个电容器，包括第一驱动电容器18和第二驱动电容器20和第一调谐电容器22和第二调谐电容器24。具有近似相等的值，驱动电容器18、20串联地部署于外环路12内且在其接合节点26处形成虚拟接地来使该环路电平衡且阻抗匹配。调谐电容器22，24也串联地部署于外环路12内，且其共同节点28被定位成与接合节点26在直径上对置。具有近似相等的值，选择调谐电容器22，24以使得外环路12在MR***的工作频率处共振。就此而言，外环路12在图3中被示出为具有四个电感器。这些电感器的值只是表示该环路的导电(例如，铜)区段中固有的电感。输出线路16包括两个同轴电缆30和32，其中每一个的屏蔽导体连接到线圈10的接合节点26。中心导体14在外环路12的接合及共同节点26和28之间延伸且均匀地对开外环路12的接合及共同节点26和28且因此维持正交线圈10的物理和电对称性。图3示出中心导体14具有沿其长度对称部署的两个电感器和调谐电容器34。类似于外环路12，那些电感器的值只是表示导体内固有的电感。选择调谐电容器34的值使得其在操作频率处的电抗等于中心导体14的感抗。这种配置允许该线圈的简单环路和蝶式元件检测分别正交于和平行于线圈平面的MR信号。
参看图4且如在美国专利No.7,885,704所公开的那样，发展了一种具有相控阵列配置的线圈，其用作直肠内探针。该线圈包括部署成相控阵列的四个线圈环路40、41、42和43，其中每个线圈环路40、41、42和43由于其相邻而临界重叠。每个线圈环路40、41、42和43包括驱动电容器44、45、46和47以及与驱动电容器44、45、46和47在直径上对置地布置调谐电容器48、49、50和51。此外，每个线圈环路40、41、42和43包括在相应驱动电容器44、45、46和47的两端连接的输出线52、53、54和55。因此，提供了一种四元件、四通道配置。这种布置提供比上文参看图3所述的正交线圈10明显更高的信噪比(SNR)；但是，由于在临界耦合(即，重叠导体)区域中的低信号区域，覆盖更不均匀。对于在直肠内探针中使用而言，这种不均匀性是不合需要的，这归因于靠近线圈导体的更大量的不均匀性。
尽管其在市场中被广泛接受且口碑较好，这些现有技术腔内探针和接口设备仍然具有一些缺点。例如与在下文中所讨论的直肠内线圈技术相比，它们提供有限的覆盖，表现出更低的信噪比性能且通常提供更低的总灵活性。因此需要提供一种直肠内线圈阵列和相关联的接口设备，其能提供更大的总体灵活性且能在MR程序期间从原子核得到的MR信号提供更高品质的图像和光谱结果。
发明内容
因此，本发明的目的在于提供一种克服了现有技术中显然的某些或全部缺陷和不足的方法和***。更具体而言，本发明的直肠内线圈阵列和相关联的接口设备能够提供更大的总体灵活性且能在MR程序期间从原子核得到的MR信号提供更高品质的图像和光谱结果
因此，提供了一种用于磁共振***的线圈，磁共振***用于得到相关区域的图像。该线圈包括：(a)一对线圈环路，其布置成相控阵列结构，其中的每一个从与之相对应的相关区域接收磁共振信号；以及(b)间隔材料，其邻近一对线圈环路的前表面定位。线圈环路中每一个具有驱动电容器和调谐电容器，其中调谐电容器的值被选择为使得与之相对应的线圈环路在磁共振***的工作频率处共振。间隔材料允许在一对线圈环路与相关区域之间存在约0.03英寸与约0.06英寸之间的预定距离，且从而(i)减小了在线圈环路附近的磁共振信号的强度；(ii)维持在相关区域内一定深度的信噪比适于重建相关区域的图像；以及(iii)减小在图像中的伪像，包括吉布斯伪像。
该线圈还可包括一对去耦电路，其中的每一个连接在线圈环路之一的调谐电容器两端。去耦电路中的每一个可为有源去耦电路、无源去耦电路或有源去耦电路以及无源去耦电路二者。该线圈还可包括：一对输出电缆，其中的每一个在其第一端连接在线圈环路之一的驱动电容器两端使得驱动电容器中的每一个具备单独的接地。可提供中间管道，其包括：(a)输入连接器；(b)输出连接器；(c)一对内部电缆，其在其一端分别经由输入连接器连接到腔内探针的输出电缆，且在其接近另一端经由输出连接器连接到用于腔内探针的接口设备；(d)一对平衡-不平衡转换器(balun)，其中的每一个在内部电缆之一的端部与输入连接器和输出连接器中至少一个之间互连；以及(e)至少一个电缆陷波器(cable trap)，在其附近连接。
相控阵列配置可需要一对线圈环路临界重叠，以共用共同导体，或者布置为混合重叠配置，在该配置中，线圈环路中每一个的至少一部分重叠且线圈环路共用共同导体。
无源去耦电路可设于输出电缆中每一个的第二端。无源去耦电路中的每一个可包括串联的背对背二极管和电抗部件。电抗部件为电感器和电容器中的至少一个。
线圈可提供为腔内探针的一部分或者可为表面线圈。表面线圈可为头部线圈、躯干线圈、颈部线圈、四肢线圈或其任何组合。
还提供一种用于磁共振***的内腔探针，磁共振***用于得到患者腔内的相关区域的图像。腔内探针包括：(a)一对线圈环路，其布置成相控阵列结构，其中的每一个从与之相对应的相关区域接收磁共振信号，(b)一对去耦电路，其中的每一个连接在线圈环路之一的调谐电容器两端；(c)一对输出电缆，其中的每一个在其第一端连接在线圈环路之一的驱动电容器两端使得驱动电容器中的每一个具备单独的接地；以及(d)间隔材料，其邻近一对线圈环路的前表面定位，线圈环路中每一个包括驱动电容器和调谐电容器，其中调谐电容器的值被选择为使得与之相对应的线圈环路在磁共振***的工作频率处共振。间隔材料允许在一对线圈环路与相关区域之间存在约0.03英寸与约0.06英寸之间的预定距离，且从而当采集图像期间当腔内探针***于患者腔内时(i)减小了在线圈环路附近的磁共振信号的强度；(ii)维持在相关区域内一定深度的信噪比适于重建相关区域的图像；以及(iii)减小了图像或谱中的伪像，包括吉布斯伪像。
去耦电路中的每一个可为有源去耦电路、无源去耦电路或有源去耦电路和无源去耦电路二者。可提供中间管道，其包括：(a)输入连接器；(b)输出连接器；(c)一对内部电缆，其在其一端分别经由输入连接器连接到腔内探针的输出电缆，且在其接近另一端经由输出连接器连接到用于腔内探针的接口设备；(d)一对平衡-不平衡转换器，其中的每一个在内部电缆之一的端部与输入连接器和输出连接器中至少一个之间互连；以及(e)至少一个电缆陷波器，其绕电缆连接。
相控阵列配置可需要一对线圈环路临界重叠，以共用共同导体，或者布置为混合重叠配置，在该配置中，线圈环路中每一个的至少一部分重叠且线圈环路共用共同导体。
无源去耦电路可设于输出电缆中每一个的第二端。无源去耦电路中的每一个可包括串联的背对背二极管和电抗部件。电抗部件为电感器和电容器中的至少一个。
此外，提供了一种接口设备，其用于使得线圈与磁共振***连接，线圈包括布置成相控阵列配置的一对线圈环路，其中每一个从与之相对应的相关区域接收磁共振信号。接口设备包括：(a)第一前置放大器，其用于从所述一对线圈环路的第一线圈环路接收信号以产生第一放大信号；(b)第二前置放大器，其用于从所述一对线圈环路的第二线圈环路接收信号以产生第二放大信号；(c)第一分配器，其在操作上连接到第一前置放大器用于将第一放大信号分为提供给第一通道输出的右环路信号和第一复合信号；(d)第二分配器，其在操作上连接到第二前置放大器用于将第一放大信号分为提供给第二通道输出的左环路信号和第二复合信号；(e)第三分配器，其在操作上连接到第一分配器以拆分第一复合信号；(f)第四分配器，其在操作上连接到第二分配器以拆分第二复合信号；(g)零度合并器，其在操作上连接到第三分配器和第四分配器以合并从第三分配器和第四分配器所接收的信号来产生鞍式的信号或蝶式的信号，鞍式的信号或蝶式的信号被提供给第三通道输出；以及，(h)180度合并器，其在操作上连接到第三分配器和第四分配器以合并从第三分配器和第四分配器所接收的信号来产生总环路信号，总环路信号被提供给第四通道输出。接口设备被配置成选择性地识别第一通道输出、第二通道输出、第三通道输出和第四通道输出中的每一个，从而允许联接到接口设备的磁共振***来以多种不同的模式产生图像。
与第一前置放大器和所述第二前置放大器的额定供电电压相比，向第一前置放大器和第二前置放大器提供预定减小的供电电压。至少一个衰减器可提供标称在3dB至6dB范围的衰减，至少一个衰减器定位于下列位置中的至少一个位置：(a)在第一前置放大器与第一分配器之间；(b)在第二前置放大器与第二分配器之间；(c)在第一分配器后方；以及(d)在第二分配器后方。多个模式包括，但不限于，左环路，右环路，总环路，总鞍式，右环路和左环路(LL)，总环路和总鞍式，以及右环路、左环路、总环路、总鞍式(LLLS)。
还提供一种用于得到相关区域的图像的***。该***包括：(a)腔内探针；以及(b)接口设备，其用于使得腔内探针与磁共振***连接。腔内探针包括：(i)一对线圈环路，其布置成相控阵列，其中的每一个从与之相对应的相关区域接收磁共振信号，(ii)一对输出电缆，其中的每一个在其第一端连接在线圈环路之一的驱动电容器两端使得驱动电容器中的每一个具备单独的接地；以及，(iii)间隔材料，其邻近一对线圈环路的前表面定位，线圈环路中每一个具有驱动电容器和调谐电容器，其中调谐电容器的值被选择为使得与之相对应的线圈环路在磁共振***的工作频率处共振。间隔材料允许在一对线圈环路与相关区域之间存在约0.03英寸与约0.06英寸之间的预定距离且从而当采集图像期间当腔内探针***于患者腔内时减小了在线圈环路附近的磁共振信号的强度；维持在相关区域内一定深度的信噪比适于重建相关区域的图像；以及减小了图像或谱中的伪像，包括吉布斯伪像。接口设备包括：(i)第一前置放大器，其用于从一对线圈环路的第一线圈环路接收信号以产生第一放大信号；(ii)第二前置放大器，其用于从一对线圈环路的第二线圈环路接收信号以产生第二放大信号；(iii)第一分配器，其在操作上连接到第一前置放大器用于将第一放大信号分为右环路信号和第一复合信号；(iv)第二分配器，其在操作上连接到第二前置放大器用于将第一放大信号分为左环路信号和第二复合信号；(v)第三分配器，其在操作上连接到第一分配器以拆分第一复合信号；(vi)第四分配器，其在操作上连接到第二分配器以拆分第二复合信号；(vii)零度合并器，其在操作上连接到第三分配器和第四分配器以合并从第三分配器和第四分配器所接收的信号来产生鞍式的信号；以及(viii)180度合并器，其在操作上连接到第三分配器和第四分配器以合并从第三分配器和第四分配器所接收的信号来产生总环路信号。
与第一前置放大器和第二前置放大器的额定供电电压相比，向第一前置放大器和第二前置放大器提供预定减小的供电电压。该接口设备还可包括：至少一个衰减器，其提供标称在3dB至6dB范围的衰减。至少一个衰减器可定位于下列位置中的至少一个位置：(a)在第一前置放大器与第一分配器之间；(b)在第二前置放大器与第二分配器之间；(c)在第一分配器后方；以及(d)在第二分配器后方。
该线圈还可包括一对去耦电路，其中的每一个连接在线圈环路之一的调谐电容器两端。去耦电路中的每一个可为有源去耦电路、无源去耦电路或有源去耦电路和无源去耦电路二者。可提供中间管道，其包括：(a)输入连接器；(b)输出连接器；(c)一对内部电缆，其在其一端分别经由输入连接器连接到腔内探针的输出电缆，且在其接近另一端经由输出连接器连接到用于腔内探针的接口设备；(d)一对平衡-不平衡转换器，其中的每一个在内部电缆之一的端部与输入连接器和输出连接器中至少一个之间互连；以及(e)至少一个电缆陷波器，被连接在附近。
相控阵列配置可需要一对线圈环路临界重叠，以共用共同导体，或者布置为混合重叠配置，在该配置中，线圈环路中每一个的至少一部分重叠且线圈环路共用共同导体。无源去耦电路可设于所述输出电缆中每一个的第二端。无源去耦电路中的每一个可包括串联的背对背二极管和电抗部件。电抗部件为电感器和电容器中的至少一个。
此外，提供了一种用于磁共振***的线圈，磁共振***用于得到相关区域的图像。该线圈包括：(a)多个线圈环路，其布置成相控阵列，其中的每一个从与之相对应的相关区域接收磁共振信号，(b)多个输出电缆，其中的每一个在其第一端连接在线圈环路之一的驱动电容器两端；以及，(c)至少一个无源去耦电路，其设于输出电缆中每一个的第二端。线圈环路中每一个具有驱动电容器和调谐电容器，其中调谐电容器的值被选择为使得与之相对应的线圈环路在磁共振***的工作频率处共振。
间隔材料可邻近一对线圈环路的前表面定位。间隔材料允许在一对线圈环路与相关区域之间存在约0.03英寸与约0.06英寸之间的预定距离且从而减小了在线圈环路附近的磁共振信号的强度；维持在相关区域内一定深度的信噪比适于重建相关区域的图像；以及减小了在图像或谱中的伪像，包括吉布斯伪像。
无源去耦电路中的每一个可包括串联的背对背二极管和电抗部件。电抗部件可为电感器和电容器中的至少一个。
通过参考附图来考虑下文的描述和所附权利要求，本发明的这些和其它特点和特征以及操作方法和相关结构元件和部件组合的功能以及制造的经济性，将会变得更加明显，描述、所附权利要求和附图全都构成本说明书的一部分，其中，在各个附图中，相同的附图标记指代相对应的部件。但应清楚地理解，附图是只是出于说明和描述目的且意图并不限定对本发明的限制。如在本说明书和权利要求中所用的单数形式的“一”、“该”、“所述”也包括复数形式，除非清楚地规定为其它情形。
附图说明
图1A为常规单环路线圈的示意图且图1B为其能感测的垂直定向的磁场的图示；
图2A为常规蝶式线圈的示意图且图2B为其能感测的水平定向的磁场的图示；
图3为常规正交直肠内线圈的示意图；
图4为常规四通道相控阵列直肠内线圈的示意图，该线圈的环路部分地重叠；
图5为根据本发明的腔内探针的透视图；
图6为根据本发明的第一实施例的线圈的示意图；
图7为根据本发明的第二实施例的线圈的示意图；
图8为由使用图6的线圈的MR***所产生的示例性图像，其示出了在图像中产生了重影伪像；
图9为根据本发明的线圈的透视分解图，其示出了用于线圈的间隔材料；
图10为图9的线圈的截面组装视图；
图11为根据本发明的第三实施例的线圈的示意图；
图12为根据本发明的第四实施例的线圈的示意图；
图13A和图13B为示出根据本发明连接到接口设备的图12的线圈的框图。
图14为根据本发明的接口设备的框图；
图15为图12的线圈的示意图，其示出了当处于左环路模式时在其中感应电流的方式；
图16A至图16C形成图14的接口设备的示意图，其示出了当处于左环路模式时接口设备操作的模式；
图17为图12的线圈的示意图，其示出了当处于右环路模式时在其中感应电流的方式；
图18A至图18C形成图14的接口设备的示意图，其示出了当处于右环路模式时接口设备操作的模式；
图19为图12的线圈的示意图，其示出了当处于总环路模式时在其中感应电流的方式；
图20A至图20C形成图14的接口设备的示意图，其示出了当处于总环路模式时接口设备操作的模式；
图21为图12的线圈的示意图，其示出了当处于鞍式环路模式时在其中感应电流的方式；
图22A至图22C形成图14的接口设备的示意图，其示出了当处于鞍式环路模式时接口设备操作的模式；以及
图23为比较各种线圈配置的信噪比(SNR)的曲线图。
具体实施方式
在下文中出于描述目的，用语“上”、“向上”、“下”、“向下”、“右”、“左”、“垂直”、“正交”、“水平”、“顶部”、“底部”、“横向”、“纵向”、和其衍生词应当按照附图中的所示方位和/或在程序期间从患者视角来涉及本发明。但应了解本发明可采取备选的变型和步骤顺序，除非清楚地规定为相反的情况。还应了解在附图所示和在下文的说明书中描述的具体设备和过程只是本发明的示例性实施例。因此，关于本文所公开的实施例的具体尺寸和其它物理特征不应认为具有限制意义。
在所有实施例中和相关的方面中，下文所公开的本发明理想地用于磁共振(MR)***，磁共振***被设计为在1.0、1.5或3.0特斯拉或它们之间的任何场强度操作，但其也可应用于在更低或更高场强度操作的那些。该技术也可应用于具有水平或垂直内孔磁铁或其它方位的扫描仪配置且处于闭合或开放内孔扫描仪中。
下文所讨论的线圈可合并到内腔探针内，诸如在图5中所示的直肠内探针60。腔内探针60包括柔性轴62和囊结构64。下文更详细描述的线圈附连到囊结构64的前表面上。囊结构64被配置成当囊结构64被膨胀时将线圈定位成在操作上靠近患者的直肠***凸出部(rectalprostatic bulge)，这优化了在线圈与目标解剖结构之间的联接。囊结构64优选地由医用级乳胶或其它适当的弹性材料制成。当然，这种材料应为非顺磁性的且表现出低介电损失。柔性轴62中限定两个腔管(未示出)。在其圆柱形壁内靠近其远端，轴62也限定与腔管之一连通的孔(未示出)。该腔管和孔一起用作流体(例如，气体或液体)通路，当囊结构64分别膨胀或收缩时流体被泵送到该囊结构64内或从囊结构64排出。距其远端更远，轴62限定在其圆柱形壁中的另一孔。其它腔管和该孔充当管道，输出电缆从线圈通过该管道排布。输出电缆可容纳于单个护套66内，在护套66的近端具有插塞68，将腔内探针60与接口设备连接，如在下文中更详细地讨论。
腔内探针60还包括防移动盘70和把手74。把手74固定于轴62的近端，把手74能使得探针60在其远端容易操纵，且包括固定于其上的囊结构64，被***到直肠内且在腔内适当地对准，如下文所述的那样。防移动盘70，由半硬质塑料或其它合适的聚合物组成，有利地为半球形状。如图5所示，盘70限定槽76。槽76允许盘70扣合到轴62上。在探针60***于直肠内之后，当防移动盘70邻近******固结到轴62上之后，防移动盘70防止探针60由于结肠的正常蠕动活动而显著移动。
腔内探针60还包括用于控制囊结构64膨胀的装置。膨胀控制装置有利地采用呈注射器78、管80和停止旋塞82的形式。管80在轴62的近端将注射器78连接到轴62的流体腔管。停止旋塞82与管80串联且用于控制空气是泵送到囊结构64还是从囊结构64释放。
在操作中，在囊结构64处于未膨胀状态时，腔内探针60的远端经由直肠***于腔内。在***了远端时，探针60旋转地且纵向地定位于腔内邻近相关区域处。在腔内探针60正确定位之后，防移动盘70然后可邻近***扣合到轴62上以确保腔内探针60在MR扫描程序中保持在适当位置。
在使囊结构64膨胀之前，停止旋塞82必须切换到打开状态。通过利用注射器78，囊结构64将经由管80、停止旋塞82和轴62中的流体腔管而膨胀。随着囊结构64膨胀，其外表面被迫邻靠与相关区域相对的腔壁，从而将线圈定位于大致***处用于在MR扫描程序中从***最佳地接收MR信号。然后，停止旋塞82可切换到关闭位置。然后，腔内探针60可经由护套66的插塞68而连接到适当接口设备。
当完成了扫描程序时，临床医生仅需要将停止旋塞82切换到打开状态而使囊结构64收缩。无论是否从轴62移除防移动盘70，然后可仅通过缓缓地拉腔内探针60的把手74而将远端从直肠移除。
尽管本发明在上文中和在下文中在具体实施方式(即直肠内线圈阵列)中描述为其能合并于合适外壳内以形成可***于直肠内的腔内探针从而得到男性***的图像和/或光谱，但应了解本发明可同样能适于得到其它相关区域的图像和/或光谱，诸如可通过口、***或可由腔内探针穿入的其它孔口而接近的那些相关区域。还显然，本文所给出的原理也可应用于很多种表面线圈阵列，诸如打算用于使头部、颈部、躯干、四肢或人体的其它结构成像的那些。
一般而言，本文所公开的直肠内线圈包括二元件布局，其被配置成从总几何形状来接收射频(RF)电流且使用在下文所讨论的接口设备中的适当分配器和合并器，转到四通道输出设备。
参看图6，示出了直肠内线圈阵列的第一实施例的各个方面。更具体而言，图6示出了被构建为结合1.5T MRI扫描仪操作的直肠内线圈的第一实施例的原型的示意图。
总体上标注为100的直肠内线圈包括外环路102，平分外环路102的中心导体104以及总体上标注为106的输出线。外环路102包括多个电容器，包括第一驱动电容器108和第二驱动电容器110以及第一调谐电容器112和第二调谐电容器114。具有近似相等的值，驱动电容器108和110串联地部署于外环路102内且在其接合节点116形成虚拟的接地来使该环路电平衡且阻抗匹配。调谐电容器112和114也串联地部署于外环路102内，且其共同节点118被定位成与接合节点116在直径上对置。具有近似相等的值，选择调谐电容器112和114以使得外环路102在MR***的工作频率处共振。
以此方式，图6的外环路102被调谐为检测从患者发出的在1.5T MR***的工作频率的MR信号。外环路102的形状决定了该环路只能检测场线垂直于环路平面定向的那些MR信号。但前文所述的调谐方案也对由外环路102输出的结果电压信号施加180度相移，表示其检测到垂直定向的MR信号。具体而言，相对于在接合节点116处的虚拟接地，可在第一驱动电容器108两端(即在第一端口)检测的电压信号的相位离可在第二驱动电容器110两端(即，在第二端口)检测的电压信号相位180度。
中心导体104在外环路102的接合及共同节点116和118之间延伸且均匀地对开该外环路102的接合及共同节点116和118且因此维持线圈100的物理和电对称性。图6示出中心导体104具有沿其长度部署的调谐电容器120。选择调谐电容器120的值使得其在工作频率的电抗等于中心导体104的感抗。这允许两种操作模式同时发生。首先，等效感抗和容抗使中心导体104相对于外环路102充当开路。在这样的实例中，提供表示总环路的第一通道输出(由箭头WL示出)。
除了充当用于外环路102的开路以能检测MR信号的垂直分量外，中心导体104也与外环路102一起操作来仿效蝶型或鞍型线圈来检测平行于线圈100的平面定向的MR信号。本发明的调谐方案不仅形成用于外环路102的简单环路电流路径，而且也形成用于外环路102和中心导体104组合的备选电流路径(涉及反向旋转的电流)。具体而言，在接收循环期间和始于接合节点116附近，由水平定向的MR信号感应的电流流过第二驱动电容110直到外环路102远端且到中心导体104内并向下。其然后经过蝶式或鞍式结构的中点且流过第一驱动电容器108向上到外部环路102的远端且进入中心导体104并向下以开始新循环，只要在操作的接收循环期间线圈100处于检测MR信号的位置。在这样的情形下，提供表示鞍式/蝶式模式(以SL示出)的第二通道输出。
可使用诸如同轴电缆、带状线、微带线或其它传输线技术的各种机构来实施用于线圈100的传送线106。图6示出了两个同轴电缆122和124，其中每一个的屏蔽导体连接到线圈的接合节点116。电缆122的中心导体连接到第一驱动电容器108的另一侧，而电缆124的中心导体连接到第二驱动电容器110的另一侧。输出线路106应具有SL+n(λ/4)的电长度，由于在美国专利申请公告No.2009/0076378中所公开的原因。λ为MR***的工作频率的波长且n为奇整数，n的值通常等于(且在下文中被当做等于)1，因为线圈100实际上总是合理地接近其将连接的接口设备。SL表示额外长度，其感抗具有与输出线106的端子在两端连接的第一驱动电容器108和第二驱动电容器110中每一个的电抗相同的幅值。利用容纳两个电缆的导体的标准插塞，例如，每个电缆122和124的中心和屏蔽导体连接到接口设备的合适插座或其它类型的连接器。
此外，基于在下文中讨论的接口设备的RF分配器配置，也可提供两个通道来得到左环路信号(在图6中示出为箭头LL)和右环路信号(在图6中示出为箭头RL)，其中，中心导体104用作两个环路的共同导体。
在线圈100的试验测试期间，确定出信噪比(SNR)尽管优于当前的直肠内线圈，但并不像所希望的那样高。此外，使用这个线圈100所得到的图像产生令人不满意的重影伪像，如将在下文中更详细地讨论的那样。
因此，开发出线圈的第二实施例以试图得到更高的SNR。参看图7，大体上标注为200的这个线圈包括第一线圈环路202和第二线圈环路204。这对线圈环路202和204布置成相控阵列配置，其中的每一个从与之相对应的相关区域接收MR信号。第一线圈环路202包括驱动电容器206和调谐电容器208。调谐电容器208具有被选为使得第一线圈环路202在MR***的工作频率处共振的值。第二线圈环路204包括驱动电容器210和调谐电容器212。调谐电容器212具有被选为使得第二线圈环路204在MR***的工作频率处共振的值。
该线圈200还包括输出线214，输出线214包括两个同轴电缆216和218。第一同轴电缆216在其第一端连接第一驱动电容器206的两端且第二同轴电缆218在其第一端连接第二驱动电容器210的两端，使得驱动电容器206和210中的每一个共用共同接地。这种配置可被称作混合重叠配置。标准插塞在电缆第二端容纳两个电缆的导体，例如，每个电缆216和218的中心和屏蔽导体，使得输出线214可连接到接口设备的合适插座或其它类型的连接器。输出线214还应具有SL+n(λ/4)的电气长度，由于在上文中所讨论的原因。
因此，线圈200的第二实施例也包括两个元件(即，第一线圈环路202和第二线圈环路204)且被配置成提供四通道输出。更具体而言，线圈200被配置成提供表示总环路的第一通道输出，和表示鞍式/蝶式模式的第二通道输出。此外，基于下文所讨论的接口设备的RF分配器配置，可提供第三通道输出来得到左环路信号，且可提供第四通道输出来得到右环路信号。
但是，在线圈200的试验测试期间，虽然该线圈配置的SNR与线圈100的第一实施例相比得到了改进，使用该线圈200获得的图像继续产生令人不满意的重影伪像。
在典型使用中图6和图7所示的直肠线圈的不想要的副产物为靠近线圈导体的过高的信号强度，这是由于线圈导体紧邻直肠壁组织造成。此信号强度远远超过在模拟信号路径中的典型信号水平，且可导致不合需要的效果，包括吉布斯伪像，其本身可表现为图像的“重影”，即使受试者不动。由于所采用的不同程度的后期处理，这种伪像在扫描仪制造商之间不同，且在较旧扫描仪和信号处理***上更加明显。其它效果包括信号饱和度，其中靠近线圈导体的对比度最小，且因此不能得到临床有用的图像细节。
参看图8，提供使用图6或图7的线圈的MR***所产生的示例性图像，其示出了在该图像中产生的重影伪像。这些重影伪像250表现为较小光环从提供线圈的位置发出。重影伪像在文献中也可被称作“运动伪像”。但是，即使没有运动，也在使用图6和图7的线圈提供的图像中产生这些伪像。这些伪像可被归类为“吉布斯伪像”或边缘/过渡/振铃伪像，因为当在图像处理的输入阶段存在信号电平的突然或急剧转移/跳跃时由于吉布斯现象而观察到它们。
吉布斯现象，以美国物理学家J.Willard Gibbs命名，是分段连续可微周期函数的傅里叶级数在跳跃不连续性下表现的特殊方式。吉布斯现象可被看作卷积Heaviside阶梯函数(如果不需要周期性)或方波(如果是周期性的)与sinc函数的结果。在sinc函数中的振荡造成输出的波动。
在MR成像中，吉布斯现象在存在显著不同信号强度的相邻区域的情况下造成伪像。吉布斯伪像为明线或暗线，平行且相邻突然强度变化的边界(参看图8中的单元250)。这些伪像与傅里叶变换用于重建图像所用的编码步骤的有限次数相关。
已经证实吉布斯伪像随着信号水平过渡的增加而增加。线圈100和200各包括共同导体。共同导体设计具有比先前线圈设计显著更高的SNR。但是，这些线圈也具有比当前线圈设计更强的信号水平过渡。可通过改变MR***的MR扫描仪的软件和/或硬件来减少这些伪像的存在。例如，增强的滤波机构，诸如低通滤波器，可设于扫描仪处来减小在从低信号强度区域过渡到高信号强度区域之后的纹波。此外，MR***的MR扫描仪的软件也可被重新调整以使用补偿算法，补偿算法的目的是为了抵消吉布斯或振铃伪像。这两种解决方案都是不合需要的，因为它们需要MR扫描仪昂贵的重新设计。优选解决方案是通过更改线圈设计来减轻吉布斯伪像，因为线圈是廉价的一次性单元。
因此，各种测试发现可对线圈和接口设备做出改变来显著地减轻吉布斯伪像的存在。首先，发现将线圈与表面间隔开减小了过渡级。因此，且参看图9和图10，本文所讨论的线圈设计中的每一个包括邻近线圈的前表面定位的间隔材料。例如，间隔材料可包括三个条带220、222和224。间隔材料条带220、222和224具有一定厚度以在包括该线圈的腔内探针***于患者的例如直肠内的腔内时保证在线圈与相关区域例如***之间的预定距离h1和h2。在线圈环路重叠上设置的间隔材料条带222具有比在线圈环路外侧的间隔材料条带220和224显著更大的厚度，因为在此区域中所产生的伪像大于在边缘处所产生的伪像。由间隔材料条带所提供的预定距离通常为约0.03英寸至约0.06英寸。间隔材料可为不被MR***检测到的任何材料，诸如泡沫材料。虽然在上文中描述了使用间隔材料条带，也可利用连续的间隔材料薄片。
通过将线圈与该表面间隔开，减小了从低信号强度区域到高信号强度区域的过渡，从而减少了吉布斯伪像。更具体而言，呈其当前形式的直肠内线圈包括在基板上的一对线圈环路，这对线圈环路由生物兼容的囊支承且封闭于生物兼容的囊中。此囊被设计成膨胀以将线圈环路压靠在直肠壁上来确保一致的线圈定位和密切接触从而能使得***(在这种用途的情况下)最佳地成像。覆盖线圈元件的囊的壁厚很小(0.010英寸或更小)的事实导致线圈导体紧邻直肠壁。
电磁场(和因此如在接口和扫描仪信号路径所看到的结果信号强度)遵循“平方反比定律”为已知的现象，“平方反比定律”当应用于这种情况时意味着信号强度与离线圈导体的距离的平方成反比。实际上，其意味着从患者解剖结构的最靠近部分到线圈导体的线圈导体距离加倍将导致该解剖结构中先前水平1/4的信号强度，而到与线圈导体平面成直角的相关区域内越远，信号的减小将变得更不明显。
因此，使用0.010英寸的任意线圈导体间隔和36,000单位的信号水平(测量为表示最靠近直肠内线圈导体的患者解剖结构的成像幻影的小区域的像素值)，例如使得间隔加倍为0.020英寸将导致在同一区域内的信号强度减小至9,000单位。因此，设于线圈导体顶部上的预定的间隔减小了在成像体积的近端区域的信号强度跳跃且因此有利地用于减小包括吉布斯伪像的伪像。
此外，发现信号减小伴随着噪音的更大降低从而提高SNR同时通过在接口设备中做出微小改变来减少伪像。首先，接口设备包括一对前置放大器，如将在下文中更详细地讨论的那样。发现向前置放大器提供比前置放大器的额定供电电压一个预定的减小的供电电压具有减小由线圈产生的信号的效果；但是这种信号的减小伴随着噪音的更大降低。因此，提高了SNR。例如，这些前置放大器通常被提供10V的供电电压。发现减小前置放大器的供电电压为5V，且将具有3dB与9dB之间的衰减的衰减器定位于前置放大器后方具有减小由线圈所产生的信号的效果。但这种信号的减小伴有噪音的更大减小。因此，提高了SNR。
最后，尽管将线圈与所述表面间隔开以及向前置放大器施加5V的减小的供电电压这样组合显著地降低了在图像中产生的吉布斯伪像，但在图像中产生的伪像仍大于当前的线圈设计。因此，发现可利用重叠的两个环路设计来实现与减小伪像相关联的减小的信号强度而无损SNR，在重叠的两环路设计中两个环路并不包括共同导体或共同接地。
更具体而言，参看图11，大体上标注为300的直肠内线圈的第三实施例包括第一线圈环路302和第二线圈环路304。这对线圈环路302和304布置成相控阵列配置，其中的每一个线圈环路从与之相对应的相关区域接收MR信号。第一线圈环路302包括驱动电容器306和调谐电容器308。调谐电容器308具有被选为使得第一线圈环路302在MR***的工作频率处共振的值。第二线圈环路304包括驱动电容器310和调谐电容器312。调谐电容器312具有被选为使得第二线圈环路304在MR***的工作频率处共振的值。
线圈300还包括输出线314，输出线314包括两个同轴电缆316和318。第一同轴电缆316在其第一端连接第一驱动电容器306两端且第二同轴电缆318在其第一端连接第二驱动电容器310两端使得驱动电容器306和310中的每一个具备单独接地。
因此，线圈300的第三实施例也包括两个元件(即，第一线圈环路302和第二线圈环路304)且被配置成提供四通道输出。更具体而言，线圈300被配置成提供表示总环路的第一通道输出，和表示鞍式/蝶式模式的第二通道输出。此外，基于下文所讨论的接口设备的RF分配器配置，可提供第三通道输出来得到左环路信号且可提供第四通道输出来得到右环路信号。
标准插塞320在其第二端容纳两个电缆的导体，例如，每个电缆316和318的中心和屏蔽导体使得输出线314可连接到接口设备的合适插座或其它类型的连接器。
还发现先前所描述的线圈的实施例并未被设计成在安全SAR极限内操作。因此，需要额外的去耦电路来实现这些安全的SAR极限。更具体而言，第一驱动去耦电路322连接第一线圈环路302的调谐电容器308两端且第二有源去耦电路324连接第二线圈环路304的调谐电容器312两端。这些去耦电路322、324中的每一个包括串联设置的PIN二极管326、330和电感器328、332。在传送循环期间，接口设备被配置成偏压PIN二极管326、330开启，从而由于并联谐振而打开(open)线圈。此外，第一无源去耦电路334设于第一同轴电缆316的第二端，且第二无源去耦电路336设于第二同轴电缆318的第二端。这些无源去耦电路334、336中的每一个包括串联的背对背二极管338、342和电容器340、344。无源去耦电路334、336被配置成响应于由RF激励场所感应的更高电压而传导。使用这些去耦电路334、336免除了对于输出线314具有SL+n(λ/4)电气长度的需要。因此，输出线314可具有任何实际电气长度。
在图12、图13A和图13B中示出了根据本发明的第四实施例的直肠内线圈的备选配置。大体上标注为400的直肠内线圈包括第一线圈环路402和第二线圈环路404。这对线圈环路402和404布置成相控阵列配置，其中的每一个从与之相对应的相关区域接收MR信号。第一线圈环路402包括驱动电容器406和调谐电容器408。调谐电容器408具有被选为使得第一线圈环路402在MR***的工作频率处共振的值。第二线圈环路404包括驱动电容器410和调谐电容器412。调谐电容器412具有被选为使得第二线圈环路404在MR***的工作频率处共振的值。
线圈400还包括输出线414，输出线414包括两个同轴电缆416和418。第一同轴电缆416在其第一端连接在第一驱动电容器406两端，且第二同轴电缆418在其第一端连接在第二驱动电容器410两端使得驱动电容器406和410中的每一个具备单独接地。
因此，线圈400的第四实施例也包括两个元件(即，第一线圈环路402和第二线圈环路404)且被配置成提供四通道输出。更具体而言，线圈400被配置成提供表示总环路的第一通道输出，和表示鞍式/蝶式模式的第二通道输出。此外，基于下文所讨论的接口设备的RF分配器配置，可提供第三通道输出来得到左环路信号且可提供第四通道输出来得到右环路信号。在下文中参看图15至图22来更详细地讨论这些模式中的每一个模式。
线圈400还包括连接在第一线圈环路402的调谐电容器408两端的第一无源去耦电路422和连接在第二线圈环路404的调谐电容器412两端的第二无源去耦电路424。这些去耦电路422、424中的每一个包括串联的背对背二极管426、430和电感器428、432。无源去耦电路422、424被配置成响应于由RF激励场所感应的更高电压而传导。因此，无源去耦电路422、424在RF传送循环期间使得线圈充当开路。应当指出的是无源去耦电路422、424的二极管的组合也可提供有源去耦二极管的功能。因此，尽管图12只示出了一对无源去耦电路422、424，对于本领域技术人员显然这些无源去耦电路422、424可被配置为无源和有源去耦电路。
具体地参看图13A和图13B和继续参看图12，标准插塞434在其第二端容纳两个电缆416和418的导体，例如，每个电缆416和418的中心导体和屏蔽导体。输出线414还可设有把手436来允许容易地操纵腔内探针。在此实施例中通过添加中间管道438而排除了对于输出线414具有SL+n(λ/4)电力长度的要求。中间管道438具有对应于输出线路414的插塞434且与插塞434连接的输入连接器440和用于连接到接口设备500的输出连接器442。中间管道438还包括一对内部电缆，其在其一端分别经由输入连接器440连接到腔内探针的同轴电缆416和418，且在其接近另一端经由输出连接器442连接到接口设备500。还提供一对平衡-不平衡转换器444。平衡-不平衡转换器444中的每一个在内部电缆的一端与输入连接器440之间互连。应当指出的是这对平衡-不平衡转换器444也可在中间管道438的输出端与输入端连接于内部电缆之一的端部与输出连接器442之间。中间管道438还包括在其附近连接的至少一个电缆陷波器446，且理想地两个电缆陷波器446，如在图13B中所示的那样。电缆陷波器446防止不合需要的电流在中间管道的一对内部电缆的屏蔽导体上流动。接口设备500经由电缆448和连接器450而连接到MR***。电缆448可具有在其附近定位的电缆陷波器452。
由于希望较小、灵活、抗破坏的腔内探针，其设计使得任何内部元件部分通过容纳它的囊型壳突伸的可能性最小，上文所讨论的线圈中的每一个可由薄、柔性电介质材料构成，其中铜图案施加到两侧以不仅形成导电途径而且也形成调谐和去耦所需的所有电容器。此外，因为线圈中的每一个打算提供为一次使用的一次性腔内探针的一体部分，这种制造技术可有助于在探针制造期间实现大量节省的目的。这是因为“预先印刷”的线圈的制造工艺将涉及显著更少的劳动力和更少的时间来检查完成的产品，与从离散构件制成的线圈相比而言。
用于本文所公开的2环路直肠内线圈的最有效的无源去耦方案是使用与适当电感器串联的4个反平行硅PIN二极管的非磁性、预先包装的套件来影响在每个环路调谐电容器上的阻断阻抗，如图12所示的那样。但是，这是直肠内线圈的很昂贵的解决方案，因为其计划为“单次使用”的设备，从而在单次扫描程序之后丢弃。
为了提供安全但成本有效的无源去耦的方法，备选的方法用于如图11所示的直肠内线圈。包括与廉价反平行信号二极管串联的片状电容器(在此情况下，例如该部件为BAV-99)的无源去耦电路334、336在小PCB上连接在线圈的同轴电缆的每一个的中心导体与屏蔽件之间，小PCB也安装线圈的RF插塞320。选择片状电容器的值使得与8.5英寸(在64MHz 24度)长的同轴电缆短线组合，等于环路驱动电容器的容抗的感抗将导致在线圈环路中二极管导通时并联谐振阻断电路。
如果使用没有其专用接口设备(其提供线圈类型检测和有源去耦偏压电路)的直肠内线圈来扫描患者的这种不太可能的情况发生了，线圈环路将联接到扫描仪的身体(body)传送线圈且生成小RF电压，小RF电压将通过同轴缆线和片状电容器从线圈元件传播到信号二极管。随着此电压上升高于二极管对的导通阈值，它们将开始导通，因此就像与电容器串联的电阻器那样起作用。这导致在环路驱动电容器上的阻断阻抗增加，且因此，环路电流将减弱。可以推导出如果渐增更多的RF电力施加到环路上，该电力用于使得二极管进一步导通，直到它们到达完全导通。在此“平衡”点，环路用作电压源，且大部分吸收的电力在环路的驱动电容器、同轴电缆(其用作损耗电感)、去耦片状电容器与二极管对之间分配。
需要使用各种部件和线圈环路本身的温度测试来谨慎地测试和实施这种方法以确保平衡点并不导致过度部件加热或者由线圈环路生成过量SAR。在任何情况下，此方法用作“第二故障”安全措施，且预计很少发生。
此方法还具有成本优点，因为二极管对和去耦电容器位于离相关成像区域足够远处使得具有微小磁性的商业部件可被接受使用。因此，在图11中示出的线圈配置为目前优选的实施例。
参看图14且继续参看图12、图13A和图13B，示出了大体上标注为附图标记500的接口设备的实施例，其用于使得线圈400与1.5T MR***适当输入口连接。
接口设备500包括前置放大器网络502和504，功率分配器网络506、508、510和512，180度合并网络514和零度合并网络516。提供衰减器(未图示)来标称地衰减信号约3dB至约9dB。衰减器可定位于下列位置中的至少一个位置：(a)在第一前置放大器网络502与第一功率分配器网络506之间；(b)在第二前置放大器网络504与第二功率分配器网络508之间；(c)在第一功率分配器网络506后方；以及(d)在第二功率分配器网络508后方。功率分配器和合并网络可利用标准Wilkinson型设计来实施，且前置放大器网络可理想地以28dB的标称增益来实现。可利用市场上可购买到的微型低噪音28dB增益屏蔽单元来实施前置放大器网络502和504，该屏蔽单元具有被设计成在Larmor频率表现出低阻抗(Ω实(real))的调谐输入电路。鉴于前置放大器网络502和504的低阻抗，前置放大器网络502和504到其相应PIN二极管518、520(参看图16)的接近性允许在来自结合线圈400使用的其它表面线圈(或其阵列)的接收循环期间的某种隔离措施。无源保护二极管网络包括于接口设备500中以在传送循环期间接口设备500断开连接同时在MR***的内孔内的情况下在RF传送脉冲期间防止过大RF电压损坏前置放大器网络502和504。这些二极管网络也提供在相同情形下的线圈的某些去耦。
功率分配器网络506和508在前置放大器网络502和504的输出处用作50欧姆/0度分配器。功率分配器网络510和512也在功率分配器网络506和508的每一个的一个输出处用作50欧姆/0度分配器。功率分配器网络506和508中每一个的另一个输出直接发送到电缆陷波器522，电缆陷波器522将该输出导向至四通道524、526、528和530之一。两个合并网络514和516也被配置为50欧姆的设备。因此，这四个网络可互连，如利用四个同相长度50欧姆同轴缆线、PCB带状线、微带线或其它传送线介质。此外，两个合并网络514和516的输出被提供到一对切换网络532和534，其引导信号到适当的通道，或任选地到90°混合的合并网络536，如果扫描仪或MR***被配置成以立体模式操作。
基于本发明的上文的描述应显然，本文所公开的直肠内线圈包括二元件布局，其被配置成从总几何形状来接收射频(RF)电流且使用接口设备中的适当分配器和合并器，转到四通道输出设备内。更具体而言，本文所公开的两元件共同导体布局可根据自相同馈送点的合并器网络而产生两个环路或一环路与鞍式的组合。此外，这些独特场图案都可单独地得到从而能得到具有与RF电流分布相关联的独特辐射图案(pattern)的四(4)独特通道。对于本领域普通技术人员明显的是，除了上文所提到的之外，一个人可通过形成各种其它相位合并网络且得到有用的信号来将这点扩展。存在根据分配器-合并器网络来得到各种不同场图案且实现多于2个(3、4、6、8等)个别通道输出的多种可能性。也可能将这个理论扩展到多于两个元件且实现增加的通道输出的相同优点，这表现为得到比仅两元件贡献更佳的SNR。
已知在当前MR扫描仪中有更大量的接收器，还显然，能利用所公开的技术来构建具有更少量的成像元件的线圈布局以利用那些更少的成像元件来形成具有更大量通道的成像***，从而导致更低成本。例如，当前16元件布局甚至利用在接口设备中的16个前置放大器用于8通道多路复用或合并输出。通过利用本发明的理论，具有16元件线圈元件的线圈涉及到利用仅8个前置放大器来得到16通道输出。这将得到复杂性显著更低的电路，因为需要半数的前置放大器和相关联的电路；更佳的电缆管理，因为需要管理半数的RF电缆；制造起来更廉价；更易于制造和调谐，但具有选定相关区域的最佳的性能。此外，这样的线圈布局提供优于当前线圈的增加的穿入深度，因为在本领域中熟知更大的线圈得到更大的穿入深度。
陈述了本发明的部件，将在下文中参看图13至图19来讨论线圈400和接口设备500以各种模式的操作。尽管下文的描述是基于图12所示的线圈400，这个描述同样可应用于图6、图7和图11所示的线圈的实施例。
左环路模式
参看图15和图16A至图16C，现将描述线圈400和接口设备500当处于左环路模式时的操作。在传送模式，由来自PIN二极管偏压538(参看图16C)的信号来接通PIN二极管518。此PIN二极管518提供RF短路接地，这反映为在同轴电缆416处的开路。因此，第一线圈环路402被隔离且在图15中以虚线示出。
如图15所示，在接收循环期间，电流将仅被视作流过第二环路404，这归因于PIN二极管518充当RF“开路”来帮助隔离第一线圈环路402。因此，电流在第二线圈环路404中流动，如箭头ILL所示，如在图15中所示。
参看图16A至图16C，现描述接口设备500处理从同轴电缆418接收的电压信号的方式。来自驱动电容器410的信号被首先发送通过前置放大器网络504，前置放大器网络504放大电压信号且将所得到的放大版本传递到电源分配器网络508。电源分配器508的输出之一被提供给第二电源分配器网络512且另一输出被发送到电缆陷波器522。电缆陷波器522将此信号发送到第四输出通道530，表示左环路信号。
在图16A至图16C中以箭头ILL示出了当处于左环路模式时通过接口设备500的电流流动。
右环路模式
参看图17和图18A至图18C，现将描述线圈400和接口设备500当处于右环路模式时的操作。在传送模式，由来自PIN二极管偏压538(参看图18C)的信号来接通PIN二极管520。此PIN二极管520提供RF短路接地，这被反映为在同轴电缆418处的开路。因此，第二线圈环路404被隔离且在图17中以虚线示出。
如图17所示，在接收循环期间，电流将仅被视作流过第一环路402，这归因于PIN二极管520充当RF“开路”来帮助隔离第二线圈环路404。因此，电流在第一线圈环路402中流动，如箭头IRL所示，如在图17中所示。
参看图18A至图18C，现描述接口设备500处理从同轴电缆416接收的电压信号的方式。来自驱动电容器406的信号被首先发送通过前置放大器网络502，前置放大器网络504放大电压信号且将所得到的放大版本传递到电源分配器网络506。电源分配器506的输出之一被提供给第二电源分配器网络510且另一输出被发送到电缆陷波器522。电缆陷波器522将此信号发送到第三输出通道528，表示右环路信号。
在图18A至图18C中以箭头IRL示出了当处于右环路模式时通过接口设备500的电流流动。
右环路和左环路或LL模式
现将描述当处于LL模式时线圈400和接口设备500的操作。在接收循环期间，当以LL模式操作时，线圈400以与上文对于右环路模式和左环路模式所述的相同方式操作。但是，接口设备500以略微不同的方式起作用。并非由来自PIB二极管偏压538的信号来接通PIN二极管518和520之一，这些PIN二极管518和520都保持断开使得如上文所述的右环路信号和左环路信号分别被提供给第三输出通道528和第四输出通道530。因此，2通道信号被提供给主机扫描仪。
总环路模式
参看图19和图20A至图20C，在接收循环期间，由线圈400的外环路内垂直定向的MR信号所感应的电流可由IWL来表示，因为其为被示出流动进出该环路的信号电流。
在此配置中，当电流IWL通过第一线圈环路402和第二线圈环路404流动时，并未看到电流通过第二线圈环路404的右边缘和第一线圈环路402的左边缘流动。因此，第二线圈环路404的右边缘和第一线圈环路402的左边缘相对于在箭头IWL所示的外部环路中流动的电流充当开路。因此，在图19中以虚线示出了第二线圈环路404的右边缘和第一线圈环路402的左边缘。
已经完全讨论了当处于总环路模式时在接收循环期间电流通过线圈400流动的方式，现将具体地参看图20A至图20C来描述当处于总环路模式时在MR***的接收循环期间接口设备500操作的描述。线圈400输出表示水平方位和垂直方位的MR信号的电压信号。为了易于描述，表示水平方位的MR信号的电压信号在本文中被称作“0度水平电压信号”，因为它们在每个端口具有相同的相位。表示垂直方位的MR信号的电压信号对于在第一线圈环路402的驱动电容器406上的那些输出而言被称作“0度垂直电压信号”，且对于从第二线圈环路404的驱动电容器410的那些输出而言被称作“180度垂直电压信号”。
继续参看图20A至图20C，现描述接口设备500处理从输出电缆416和418接收的电压信号的方式。前置放大器网络502和504各放大它们所接收的电压信号且将所得到的放大的版本分别传递到第一功率分配器网络506和第二功率分配器网络508。然后自第一功率分配器网络506和第二功率分配器网络508的信号被发送到第三功率分配器网络510和第四功率分配器网络512使得由它们所产生的信号随后被发送到0度合并网络516。由于从功率分配器网络506和508所接收的水平电压信号同相，零度合并网络516能在构造上合并它们。同时，零度合并网络516也利用从功率分配器网络508所接收的-90度垂直电压信号来抵消从功率分配器网络506所接收的90度垂直电压信号。这得到总环路信号，总环路信号通过开关网络534馈送到电缆陷波器522。电缆陷波器522将该信号导向至第二输出通道526。在图20A至图20C中以箭头IWL示出了当处于总环路模式时通过接口设备500的电流的流动。
总鞍式模式
参看图21和图22A至图22C，现将描述线圈400和接口设备500当处于总鞍式模式时的操作。如图21所示，在接收循环期间，线圈400也能仿效蝶型或鞍型线圈来检测平行于线圈400的平面定向的MR信号。线圈400的调谐方案允许用于外环路的简单环路电流，如在上文中参考总环路模式所讨论，但也允许以各种组合用于外环路、第二线圈环路404的右边缘和第一线圈环路402的左边缘的备选电流路径，涉及到反向旋转电流。这些组合之一为如图21所示的总鞍式模式。在图21中以箭头ISL示出了在总鞍式模式中通过线圈的电流流动。
因此，尽管并非通过使导电环路在中部扭曲来形成绕中点的两个子环路(如关于现有技术鞍式线圈的情况，例如图2A所示的线圈)而在物理上形成，本发明的线圈结构仍然在电气上仿效鞍式线圈的操作。
在第一同轴电缆416处在第一线圈环路402的驱动电容器406两端的可检测的“垂直”电压信号的相位与在第二同轴电缆418处在第二线圈环路404的驱动电容器410两端的可检测的“垂直”电压信号为180度异相。结合下文所讨论的接口设备500的操作，这种180度相位差异的显著性变得显然。
已经完全讨论了当处于总鞍式模式时在接收循环期间电流通过线圈400流动的方式，现将具体地参看图22A至图22C来描述当处于总鞍式模式时在MR***的接收循环期间接口设备500的操作的描述。线圈400输出表示水平方位和垂直方位的MR信号的电压信号。
现将描述接口设备500处理从第一同轴电缆416和第二同轴电缆416所接收的电压信号的方式。前置放大器网络502和504各放大它们所接收的电压信号且将所得到的放大的版本分别传递到这第一功率分配器网络506和第二功率分配器网络508。然后自第一功率分配器网络506和第二功率分配器网络508的信号被发送到第三功率分配器网络510和第四功率分配器网络512使得由它们所产生的信号随后被发送到180度合并网络514。由于从功率分配器网络510和512所接收的垂直电压信号以180度异相，180度合并网络514能在构造上合并它们。180度合并网络514利用从功率分配器网络512所接收的水平电压信号来抵消从功率分配器网络510所接收的水平电压信号，因此它们同相地接收。这得到鞍式环路信号，鞍式环路信号通过开关网络532馈送到电缆陷波器522。电缆陷波器522将该信号导向至第一输出通道524。在图22A至图22C中以箭头ISL示出了当处于鞍式模式时通过接口设备500的电流的流动。
总环路和总鞍式模式
现将描述当处于总环路和总鞍式模式时线圈400和接口设备500的操作。在接收循环期间，当以总环路和总鞍式模式操作时，线圈400以与上文针对于总环路模式和总鞍式模式所述的相同方式操作。但是，接口设备500以略微不同的方式起作用。并非如在总环路模式中那样忽略第一通道524的输出或者如在总鞍式模式中那样忽略从第二通道526的输出，2-通道信号被提供给主机扫描仪，其表示总环路和总鞍式的信号，如在上文中所述的那样，且分别被提供给第三输出通道528和第四输出通道530。因此，2通道信号被提供给主机扫描仪。
右环路、左环路、总环路、总鞍式或LLLS模式
现将描述当处于右环路、左环路、总环路、总鞍式或LLLS模式时线圈400和接口设备500的操作。在接收循环期间，当以LLLS模式操作时，线圈400以与上文对于右环路、左环路、总环路和总鞍式模式中的每一个所述的相同方式操作。此外，接口设备500被配置成将这些信号中的每一个提供给主机扫描仪使得4通道输出被提供给MR***的主机扫描仪。
环路/鞍式光谱学模式
现将描述当处于环路/鞍式光谱学模式时线圈400和接口设备500的操作。在接收循环期间，当以总环路和总鞍式模式操作时，线圈400以与上文针对于总环路模式和总鞍式模式所述的相同方式操作。但是，接口设备500以略微不同的方式起作用。现将描述当处于环路/鞍式光谱学模式时接口设备500处理从输出电缆416和418所接收的电压信号的方式。前置放大器网络502和504各放大它们所接收的电压信号且将所得到的放大的版本分别传递到第一功率分配器网络506和第二功率分配器网络508。然后自第一功率分配器网络506和第二功率分配器网络508的信号被发送到第三功率分配器网络510和第四功率分配器网络512使得由它们所产生的信号随后被发送到0度合并网络516和180度合并网络514。然后自合并网络514和516的信号通过开关网络532和534馈送。开关网络532和534将信号导向至90度合并网络536，90度合并网络536的输出被发送到电缆陷波器522。电缆陷波器522将该信号导向至第一输出通道524。
虽然接口设备500在上文被描述为结合线圈400使用，接口设备500可结合线圈100、200和300中的任一个来使用以得到上文所述的模式。
因此，本发明允许两元件线圈布局，诸如线圈100、200、300和400，其可基于在接口设备500中所提供的功率分配器与合并器网络产生两环路或总环路和总鞍式组合。此外，这些独特的场图案可单独地得到以提供具有独特辐射图案的四个独特通道。此外，采取各种步骤来减小重影伪像同时仍实现高信噪比。参看图23，提供了曲线图，其示出了上文所讨论的各种线圈的信噪比。当前的现有技术线圈，例如图1A所示的线圈，提供最低的信噪比，如由线600所示。虽然图6的线圈100的共同导体设计示出了如线610所示改进的信噪比，这种增加并不像所希望的那样高。因此，达成图12的线圈400的设计且其提供如由线620所示的高很多的信噪比。但是，在由此线圈所形成的图像中产生重影伪像。因此，发现将前置放大器电源从10V减小到5V将减小伪像重影。虽然这略微减小了由线圈所实现的信噪比，其仍具有比常规线圈和如线630所示的共同导体线圈100更高的信噪比。
虽然出于说明目的根据目前认为是最实用且优选的实施例详细地描述了本发明，应理解这样的细节只是用于该目的且本发明并不限于所公开的实施例，而是相反，本发明意图涵盖修改和等效布置。例如应理解本发明设想到在可能的情况下可组合任何实施例的一个或多个特征与任何其它实施例的一个或多个特征。
因此，为了促进科学和实用技术的进步，(多位)本发明者将根据专利特许证的专有权在专利法所规定的时间保护所附权利要求涵盖的所有主题。

Claims (34)

1.一种用于磁共振***的线圈，所述磁共振***用于得到相关区域的图像，所述线圈包括：
(a)一对线圈环路，其布置成相控阵列配置，其中的每一个线圈环路从与之相对应的相关区域接收磁共振信号，所述线圈环路中每一个具有驱动电容器和调谐电容器，其中所述调谐电容器的值被选择为使得与之相对应的线圈环路在所述磁共振***的工作频率处共振；以及
(b)间隔材料，其仅邻近所述一对线圈环路的前表面定位，所述间隔材料使得在所述一对线圈环路与所述相关区域之间能够存在0.03英寸与0.06英寸之间的预定距离，且因此：
(i)减小了在所述线圈环路附近的所述磁共振信号的强度；
(ii)维持在所述相关区域内一个深度处的信噪比适于重建所述相关区域的图像；以及
(iii)减小了在所述图像中的吉布斯伪像。
2.根据权利要求1所述的线圈，其特征在于还包括：一对去耦电路，其中的每一个去耦电路连接在所述线圈环路之一的所述调谐电容器两端。
3.根据权利要求2所述的线圈，其特征在于，所述去耦电路中的每一个为有源去耦电路。
4.根据权利要求2所述的线圈，其特征在于，所述去耦电路中的每一个为无源去耦电路。
5.根据权利要求2所述的线圈，其特征在于，所述去耦电路中的每一个包括有源去耦电路和无源去耦电路。
6.根据权利要求1所述的线圈，其特征在于还包括：一对输出电缆，其中的每一个在其第一端连接在所述线圈环路之一的所述驱动电容器两端使得所述驱动电容器中的每一个具备单独的接地。
7.根据权利要求6所述的线圈，其特征在于还包括：中间管道，该中间管道包括：
(a)输入连接器；
(b)输出连接器；
(c)一对内部电缆，其在其一端分别经由输入连接器连接到所述线圈的输出电缆，且在其接近另一端经由输出连接器连接到用于所述线圈的接口设备；
(d)一对平衡-不平衡转换器，其中的每一个在所述内部电缆之一的端部与所述输入连接器和所述输出连接器中至少一个之间互连；以及
(e)至少一个电缆陷波器，连接在其附近。
8.根据权利要求1所述的线圈，其特征在于，所述相控阵列配置需要所述一对线圈环路被临界重叠。
9.根据权利要求1所述的线圈，其特征在于，所述相控阵列配置需要所述一对线圈环路共用共同导体。
10.根据权利要求1所述的线圈，其特征在于，所述相控阵列配置需要所述一对线圈环路布置成混合重叠配置，其中所述线圈环路中的每一个的至少一部分被重叠且所述线圈环路共用共同导体。
11.根据权利要求6所述的线圈，其特征在于，无源去耦电路设于所述输出电缆中每一个的第二端。
12.根据权利要求11所述的线圈，其特征在于，所述无源去耦电路中的每一个包括串联连接的背对背二极管和电抗部件。
13.根据权利要求12所述的线圈，其特征在于，所述电抗部件为电感器和电容器中的至少一个。
14.根据权利要求1所述的线圈，其特征在于，所述线圈被提供作为腔内探针的部分。
15.根据权利要求1所述的线圈，其特征在于，所述线圈为表面线圈。
16.根据权利要求15所述的线圈，其特征在于，所述表面线圈为头部线圈、躯干线圈、颈部线圈、四肢线圈或它们的任何组合。
17.根据权利要求1所述的线圈，其中所述一对线圈环路被封闭于生物兼容的囊中。
18.一种用于磁共振***的腔内探针，所述磁共振***用于得到患者腔内的相关区域的图像，所述腔内探针包括：
(a)一对线圈环路，其布置成相控阵列配置，其中的每一个线圈环路从与之相对应的相关区域接收磁共振信号，所述线圈环路中每一个具有驱动电容器和调谐电容器，其中所述调谐电容器的值被选择为使得与之相对应的线圈环路在所述磁共振***的工作频率处共振；
(b)一对去耦电路，其中的每一个去耦电路连接所述线圈环路之一的所述调谐电容器两端；
(c)一对输出电缆，其中的每一个输出电缆在其第一端连接所述线圈环路之一的所述驱动电容器两端使得所述驱动电容器中的每一个具备单独的接地；以及
(d)间隔材料，其仅邻近所述一对线圈环路的前表面定位，所述间隔材料使得在所述一对线圈环路与所述相关区域之间能够存在0.03英寸与0.06英寸之间的预定距离，且由此：当采集所述图像期间所述腔内探针***于所述患者的腔内时，
(i)减小在所述线圈环路附近的所述磁共振信号的强度；
(ii)维持在所述相关区域内在一个深度处的信噪比适于重建所述相关区域的图像；以及
(iii)减小在所述图像中的吉布斯伪像。
19.根据权利要求18所述的腔内探针，其特征在于，所述去耦电路中的每一个为有源去耦电路。
20.根据权利要求18所述的腔内探针，其特征在于，所述去耦电路中的每一个为无源去耦电路。
21.根据权利要求18所述的腔内探针，其特征在于，所述去耦电路中的每一个包括有源去耦电路和无源去耦电路。
22.根据权利要求18所述的腔内探针，还包括：中间管道，该中间管道包括：
(a)输入连接器；
(b)输出连接器；
(c)一对内部电缆，其在其一端分别经由输入连接器连接到所述腔内探针的输出电缆，且在其接近另一端经由所述输出连接器连接到用于所述腔内探针的接口设备；
(d)一对平衡-不平衡转换器，其中的每一个平衡-不平衡转换器在所述内部电缆之一的端部与所述输入连接器和所述输出连接器中至少一个之间互连；以及
(e)至少一个电缆陷波器，连接在其附近。
23.根据权利要求18所述的腔内探针，其特征在于，所述相控阵列配置需要所述一对线圈环路被临界重叠。
24.根据权利要求18所述的腔内探针，其特征在于，所述相控阵列配置需要所述一对线圈环路共用共同导体。
25.根据权利要求18所述的腔内探针，其特征在于，所述相控阵列配置需要所述一对线圈环路布置成混合重叠配置，其中所述线圈环路中的每一个的至少一部分被重叠且所述线圈环路共用共同导体。
26.根据权利要求18所述的腔内探针，其特征在于，无源去耦电路设于所述输出电缆中每一个的第二端。
27.根据权利要求26所述的腔内探针，其特征在于，所述无源去耦电路中的每一个包括串联连接的背对背二极管和电抗部件。
28.根据权利要求27所述的腔内探针，其特征在于，所述电抗部件为电感器和电容器中的至少一个。
29.根据权利要求18所述的腔内探针，其中所述一对线圈环路被封闭于生物兼容的囊中。
30.一种用于磁共振***的线圈，所述磁共振***用于得到相关区域的图像，所述线圈包括：
(a)多个线圈环路，其布置成相控阵列配置，其中的每一个线圈环路从与之相对应的相关区域接收磁共振信号，所述线圈环路中每一个具有驱动电容器和调谐电容器，其中所述调谐电容器的值被选择为使得与之相对应的线圈环路在所述磁共振***的工作频率处共振；
(b)多个输出电缆，其中的每一个输出电缆在其第一端连接在所述线圈环路之一的所述驱动电容器两端；
(c)至少一个无源去耦电路，其设于所述输出电缆中每一个的第二端；以及
(d)间隔材料，其仅邻近所述多个线圈环路的前表面定位。
31.根据权利要求30所述的线圈，其特征在于，所述间隔材料使得在所述多个线圈环路与所述相关区域之间能够存在0.03英寸与0.06英寸之间的预定距离且从而减小在所述线圈环路附近的所述磁共振信号的强度；维持在所述相关区域内在一个深度处的信噪比适于重建所述相关区域的图像；以及减小在所述图像中的吉布斯伪像。
32.根据权利要求30所述的线圈，其特征在于，所述无源去耦电路中的每一个包括串联连接的背对背二极管和电抗部件。
33.根据权利要求32所述的线圈，其特征在于，所述电抗部件为电感器和电容器中的至少一个。
34.根据权利要求30所述的线圈，其中所述多个线圈环路被封闭于生物兼容的囊中。
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