CN103519814A - 具有合成孔径mri传感器的导管 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种医疗探针，其包括柔性***管，所述柔性***管具有用于***体腔的远端。空间上间隔开的线圈的阵列被定位在所述远端内。处理器被配置成处理由所述线圈响应于所述体腔中的组织的磁共振而生成的相应的信号，并当响应于所述线圈之间的间隔施加相位延迟时处理所述信号，以使所述组织成像。

Description

具有合成孔径MRI传感器的导管

技术领域

本发明整体涉及患者的磁共振成像，更具体地讲，涉及使用***患者内的探针来增强成像。

背景技术

磁共振成像(MRI)是一种使患者的组织，尤其是软组织视觉化的极其强大的技术。该技术依靠从核(通常为氢核)的平衡状态激发核，并测量随着核弛豫至平衡状态核所发射的共振射频信号。虽然当今MRI***可提供良好的图像，但是任何增强所述图像的***都将是有利的。

以引用方式并入本专利申请的文献将视为本专利申请的整体部分，但是，如果这些并入的文献中定义任何术语的方式与本说明书中明确或隐含地给出的定义相冲突，则应只考虑本说明书中的定义。

发明内容

本发明的一个实施例提供一种医疗探针，其包括：

柔性***管，所述柔性***管具有用于***体腔的远端；

定位在远端内的空间上间隔开的线圈的阵列；和

处理器，被配置成处理由线圈响应于体腔中的组织的磁共振而生成的相应的信号，并当响应于线圈之间的间隔施加相位延迟时处理所述信号，以使组织成像。

通常，线圈是平面的，并且线圈的相应的平面限定共用平面。在一个实施例中，组织位于共用平面中，使得线圈生成的信号为最大值。

在一个公开的实施例中，处理器被配置成响应于组织相对于远端的方向确定相位延迟。

在另一个公开的实施例中，处理器被配置成响应于组织相对于远端的位置确定相位延迟。

在另一个公开的实施例中，探针包括位于远端的方位传感器，并且处理器被配置成响应于来自方位传感器的方位信号确定远端的方位，并响应于该方位确定相位延迟。

在一个替代实施例中，线圈中的至少一者被配置成为远端提供方位信号，并且处理器被配置成响应于方位信号确定远端的方位，并响应于该方位确定相位延迟。

在另一个替代实施例中，空间上间隔开的线圈被定位在直线上。作为另外一种选择，空间上间隔开的线圈被定位在曲线上。

在另一个替代实施例中，线圈被等距地间隔开。

在另一个替代实施例中，探针包括自动驱动器，所述自动驱动器与磁共振成像(MRI)环境兼容并被配置成自动地将柔性***管***体腔。

根据本发明的另一公开的实施例，还提供了一种医疗探针，包括：

柔性***管，所述柔性***管具有用于***体腔的远端；

定位在远端内的空间上间隔开的第一平面线圈的第一阵列，其中第一平面线圈的相应的平面与第一平面平行；

定位在远端内的空间上间隔开的第二平面线圈的第二阵列，其中第二平面线圈的相应的平面与正交于第一平面的第二平面平行；和

处理器，所述处理器被配置成处理由第一平面线圈和第二平面线圈响应于体腔中的组织的磁共振而生成的相应的第一信号和第二信号，并且当响应于第一线圈之间的第一间隔施加第一相位延迟时处理第一信号，并且当响应于第二线圈之间的第二间隔施加第二相位延迟时处理第二信号，以使组织成像。

通常，至少一个第一平面线圈和至少一个第二平面线圈具有共用中心。在一个实施例中，第一平面线圈的相应的平面共用于第一平面。

根据本发明的另一个实施例，还提供了用于磁共振成像的方法，包括：

将探针***体腔，所述探针具有柔性***管和远端；

将空间上间隔开的线圈的阵列定位在远端内；以及

当响应于线圈之间的间隔施加相位延迟时，处理由线圈响应于体腔中的组织的磁共振而生成的相应的信号，以使组织成像。

在一些实施例中，该方法包括用自动驱动器自动地将探针***体腔，所述自动驱动器与磁共振成像(MRI)环境兼容。

根据本发明的替代实施例，还提供了用于磁共振成像的方法，包括：

将探针***体腔，所述探针具有柔性***管和远端；

将空间上间隔开的第一平面线圈的第一阵列定位在远端内，使得第一平面线圈的相应的平面与第一平面平行；

将空间上间隔开的第二平面线圈的第二阵列定位在远端内，使得第二平面线圈的相应的平面与正交于第一平面的第二平面平行；以及

当响应于第一线圈之间的第一间隔将第一相位延迟施加到第一信号、并响应于第二线圈之间的第二间隔将第二相位延迟施加到第二信号时，处理由第一平面线圈和第二平面线圈响应于体腔中的组织的磁共振而生成的相应的第一信号和第二信号，以使组织成像。

结合附图，通过以下对实施例的详细说明，将更全面地理解本发明，其中：

附图说明

图1是根据本发明实施例的用于增强的磁共振成像(MRI)的***的示意性立体说明图；

图2是根据本发明实施例的示出探针的远端截面的示意图；

图3是根据本发明替代实施例的示出远端截面的示意图；

图4是根据本发明实施例的示出探针的替代远端的示意图；并且

图5是根据本发明实施例的示出探针的另一替代远端的示意图。

具体实施方式

综述

在本发明的实施例中，医疗探针，通常为导管，包括柔性管，所述柔性管具有用于***患者体腔的远端。探针被配置成在使用对患者进行的磁共振成像(MRI)的手术期间使用。空间上间隔开的线圈的阵列被定位在远端内，所述线圈通常在远端内取向，使得线圈平面位于所有线圈平面所共用的单个平面中。通常，尽管并不一定，但线圈彼此等距地间隔开。

在该手术中，核(通常为氢核)从平衡状态被激发并进行磁共振，随着核弛豫至平衡状态而发射射频(RF)信号。该信号通过手术期间使用的MRI扫描仪中的接收线圈(在患者体外)进行检测，并用于给患者成像。此外，处理器操作在远端内作为相控阵天线的线圈，将不同相位延迟施加到线圈，以使来自特定方向或来自特定位置的信号最大化，所述信号相对于并靠近远端测量。该处理器可分析信号，使处于特定方向或来自特定位置的组织成像。

通常，处理器使用来自远端相控阵线圈的信号来增强远端附近区域的图像，所述图像通过MRI扫描仪接收线圈形成。增强可以采用以下形式：增大的分辨率，更快的成像时间，和/或图像改善的物理或化学的组织区分。这种增强提高执行该手术的操作者判断手术进度的能力。例如，如果在对心脏进行消融手术期间施加MRI，那么增强的MRI图像与未增强的MRI图像相比，可提供对消融组织的温度的更为准确的测量。

具体实施方式

现在参考图1，图1是根据本发明实施例的用于增强的磁共振成像(MRI)的***20的示意性立体说明图。***20包括MRI扫描仪22、如导管之类的探针24、以及控制台26。如下文所述，探针24被配置成提供组织的增强的MRI成像，所述组织通常包括在患者32的体腔中，虽然这通常并非该探针的唯一功能。例如，探针24还可以用于利用探针的远端34内的电极35来标测患者32的心脏28某心室中的电势。在一些实施例中，探针24可用于另外的目的，例如用于执行心脏消融。作为另外一种选择，以必要的变更，可以将探针24用于心脏或其它身体器官中的其它治疗和/或诊断功能。

操作者30，例如心脏病专家，将探针24***穿过患者32的血管***，使得探针的远端34进入体腔，所述体腔在本文中假定为待成像的心腔。图2示出并更具体地说明了远端34。控制台26利用磁性定位感测确定心脏28内远端34的取向和位置坐标。对于感测，控制台26操控驱动电路36，所述驱动电路36驱动场发生器38，所述场发生器38通常包括置于已知方位，例如患者躯干下方的线圈。充当并且也在本文中称为方位传感器的磁场换能器37被安装在远端34内。方位传感器37响应于来自线圈的磁场生成电信号，从而使控制台26能够确定相对于发生器38和患者32的方位，即心室内远端34的取向和位置。

尽管在本例子中，***20利用磁基传感器来测量方位，即远端34的取向和位置，其它方位跟踪技术可用于(例如基于阻抗的技术)测量方位坐标。磁性方位跟踪技术在例如美国专利5,391,199、5,443,489、6,788,967、6,690,963、5,558,091、6,172,499、6,177,792中有所描述，它们的公开内容以引用方式并入本文中。基于阻抗的方位跟踪技术在例如美国专利5,983,126、6,456,864和5,944,022中有所描述，它们的公开内容以引用方式并入本文中。

MRI扫描仪22包括磁场线圈29，该磁场线圈包括场梯度线圈，所述磁场线圈和场梯度线圈一起生成空间移变的磁场B(x，y，z)。空间移变的磁场为扫描仪中生成的射频(RF)信号提供了空间定位。此外，扫描仪包括发射/接收线圈31。在发射模式中，线圈31辐射射频能量至患者32，射频能量与患者组织的核自旋相互作用并从而重新调整离开其平衡位置的核的磁矩。在接收模式中，随着组织核弛豫至其平衡状态，线圈31检测从患者组织接收的射频信号。给定区域内的核的弛豫生成的信号频率即拉莫尔频率，通过核的回磁比γ给定的比例常数与该区域的磁场成正比。因此，对于氢核，应用公式(1)：

$f(x,y,z)=\frac{\mathrm{\γ}}{2\mathrm{\π}}\·B(x,y,z)---\left(1\right)$

其中f(x，y，z)是点(x，y，z)的氢核弛豫所辐射的频率，

B(x，y，z)是在该点处的磁场，并

等于大约42.6MHz·T^-1。

处理器40通过利用电路控制线圈29(包括形成所需的磁场梯度以及其它电路以操控发射/接收线圈31)来操控扫描仪22。处理器40利用线圈31接收的信号获得患者心脏28或至少是待成像的心室的MRI数据。此外，处理器利用相模块50，从位于远端34的接收线圈48中生成的信号获取额外的MRI数据。接收线圈48以及利用模块50获取额外的MRI数据如下所述。通常在心脏28心动周期的多个阶段采集组合的MRI数据，往往(虽然不必一定如此)在至少一个心动周期内。利用该数据，处理器40在显示器42上向操作者30显示心脏28的图像44。在一些实施例中，操作者30可利用一个或多个输入装置46调控图像44。

处理器40通常包括通用计算机，在所述计算机上安装软件来执行本文所述的功能。例如，可经网络将软件以电子形式下载到处理器40中，或者将软件装在非临时性有形介质上，诸如光学的、磁的或电子的存储介质。作为另外一种选择，可以通过专用或可编程数字硬件组件，或利用硬件和软件元件的组合进行处理器40的一些或全部功能。

除了使用包括f(x，y，z)的值的接收的信号的处理器40，其它因素(例如弛豫至其平衡状态的核的衰变率，以及将核激发至其非平衡状态的传输的RF场的参数)被处理器用来生成患者的图像。这些因素对磁共振成像领域的专业人员将是显而易见的。

典型的MRI***具有主磁铁，所述主磁铁在大约0.5T和大约3T之间生成磁场，尽管可能存在超出这些值的磁场。如上所述，将空间梯度施加到主磁场，以提供产生的射频信号的空间定位。为了清楚起见，在本文的具体实施方式中，主磁场被假定为2T，而本领域的普通技术人员将能够针对除2T之外的主磁场以必要的变更调整具体实施方式。2T场中氢核的拉莫尔频率为大约85MHz，同时在该具体实施方式中，随着氢核弛豫至其平衡状态，该值被假定为氢核以及弛豫核辐射的射频能量的进动频率。在***20中，该辐射能量通过线圈31和线圈48检测。

在自由空间中，频率为85MHz的电磁波具有大约3.5m的波长。然而，假定该患者主要由水构成，在患者环境中的波长由于水的相对介电常数而减小。对于等于70的相对介电常数(在正常患者温度和本文考虑的频率条件下水的近似值)，85MHz电磁波的波长为大约42cm。

***20可实现为Biosense Webster，Inc.(3333Diamond Canyon Road，Diamond Bar，CA91765)的CARTO XP EP导航和消融***，并经适当的修改以执行本文所述的手术。

图2是根据本发明实施例的示出远端34截面的示意图；为了以下说明的清楚和简便起见，远端34相对于一组xyz正交轴绘出，其中纸张的平面对应于yz平面。远端假定为大致呈圆柱形，并以举例的方式假定为具有平行于z轴的对称轴60。本领域的普通技术人员将能够针对远端调整本文的具体实施方式，所述远端的截面可不为圆形，和/或可具有曲线形状，例如Biosense Webster，Inc.生产的环状标测导管。

远端34包括电极35和换能器37，还包括大致上相似的平面接收线圈48的阵列，其根据需要通过在本文中将字母作为后缀附加至识别标号48来区分。线圈48的阵列可包括任何大于一的方便整数的线圈，同时图2示出了三个这样的线圈。在本文所述的实施例中，线圈48假定为被等距地间隔开，彼此之间的间隔为d。此外，假定每个线圈对齐，使得每个线圈的平面限定一个共用平面，所述共用平面平行于yz平面，并且线圈的中心位于远端34的轴60上。每个线圈通过相应的布线66连接至相模块50，所述模块被处理器40操控。

远端34通常具有大约2或3毫米的直径，使得线圈48通常具有小于此的尺寸，即线圈48具有大约1至2毫米的尺寸。处理器40通过布线66和相模块50操控线圈，使其在MRI手术期间充当接收氢核弛豫所辐射电磁能量的天线。如上所述，辐射能量的波长大约为42cm，使得线圈48由于其尺寸而充当小型环形天线，响应于电磁辐射的磁场。因此，线圈48在线圈平面(即线圈的共用yz平面)中具有最大增益，因为位于该平面的组织的核发射的辐射可具有正交于该平面的磁场分量。线圈48具有正交于线圈(即x方向)的最小(理论上为零)增益，因为位于x轴上的组织中的核发射具有平行于线圈平面的磁场分量的辐射。

在本发明的实施例中，处理器40利用相模块50来操控线圈48，使其作为相控阵接收天线，使得该阵列具有合成孔径。在图2所示的第一实施例中，入射至线圈的辐射具有波长λ并与轴60形成角度θ，所述入射辐射被假定为在离基本上平行的远端34足够远的地方生成。在这种情况下，冲击线圈48A的平面波前64比冲击线圈48B的波前在相位上提前

相似地，冲击线圈48B的波前比冲击线圈48C的波前提前

为了使入射辐射的检测最大化，相模块50将

的相位延迟施加到线圈48A处接收的信号，并且将

的相位延迟施加到线圈48B处接收的信号，所述相位延迟相对于线圈48C处的信号进行测量。因此，在相邻线圈之间存在相位延迟由公式(2)给定：

总的来说，对于间隔距离d的N个线圈48的阵列，其中N是大于或等于2的整数，模块50将等于 $(N-1)\left(2\mathrm{\π}\frac{d\·\cos \mathrm{\θ}}{\mathrm{\λ}}\right),$ $(N-2)\left(2\mathrm{\π}\frac{d\·\cos \mathrm{\θ}}{\mathrm{\λ}}\right),$ ...0的(N-1)个相位延迟施加到线圈中的每一个，以便检测与轴60形成角度θ的辐射。相比由因素N限定方向的单个线圈的增益，施加的相位延迟增加由角度θ限定方向的线圈48的阵列的增益。此外，施加的相位延迟引起阵列阻挡波长λ与轴60形成不同于角度θ的角度的辐射。有效地，随着N增加，阵列的“接收波瓣”在由角度θ限定的方向上的长度变窄并增长。

为了检测与远端轴60(平行于z轴)一致的辐射，其中θ＝0，使用公式(2)的模块50在相邻线圈之间施加为

的相等相位延迟。使用具有上述给定的42cm的λ的示例性值，并且假定位于远端的线圈48的物理间隔d的值为1cm，模块50在相邻线圈之间施加为

的相位延迟，以检测远端轴上的辐射。

再次考虑公式(2)，以检测θ＝90°(即正交于z轴)的位置上的辐射，模块50在相邻线圈之间施加为0的相等相位延迟。换句话讲，模块50将所有线圈配置成在相同相位处接收。

因此，通过选择施加到相邻线圈之间的相位延迟的值，模块50能够针对可被视为基本上平行的任何入射辐射对线圈的接收方向进行取向。

上述说明假定线圈48沿着直线排列，并被等距地间隔开。本领域的普通技术人员将能够针对入射至非等距地间隔开，和/或排列在曲线区段上的线圈的阵列的基本上平行的辐射以必要的变更调整该具体实施方式，同时所有这些实施例被假定为在本发明的范围内。

如公式(1)所示，对于任何给定的线圈48的接收方向，由于线圈29施加的空间移变的磁场，组织的弛豫核以不同频率发射(图1)。通过使用公式(1)和(2)的组合，处理器40因而能够使用线圈48的信号(所述线圈48被配置成具有选择的接收方向)来从沿着该接收方向的唯一位置分离该信号。每个位置(x，y，z)处的组织中的核发射频率f(x，y，z)，所述频率将具有对应波长λ(x，y，z)。使用这两个公式避免任何组织位置的混淆，只要考虑到线圈48的接收方向，那么所述混淆就可能发生。

上述说明解释了处理器40如何能够从相对于远端34测量的唯一位置分离信号。还如上所述，处理器40能够利用换能器37测量远端34相对于患者32的位置和取向。处理器40组合两组测量值以参考为患者32生成线圈48的信号的唯一位置。

处理器40组合来自线圈48的阵列的信号，按上述进行处理以使信号从唯一位置分离，该位置具有来自接收线圈49的信号来提供唯一位置的增强的图像。该唯一位置位于远侧末端48区域，同时图像的增强可包括：增大的分辨率，更快的成像时间，和/或改善的唯一位置区域中的组织区分。改善的区分可包括区域组织的物理和/或化学差异，例如组织密度的差异和/或组织的化学组成的差异。作为另外一种选择或除此之外，物理差异可包括组织的相对温度和/或绝对温度的估计。

在一个实施例中，对患者32执行的医疗手术期间，上述图像增强方便操作者30实施该手术。例如，如果手术包括心脏组织的消融，则增强可包括对消融组织的温度的改进测量。这种对正在消融的组织温度的测量允许操作者30判断消融的进度。

图3是根据本发明替代实施例示出远端34截面的示意图；除了以下所述的差异，替代实施例中对远端34的操作大致类似于结合图2的上述构造中对远端的操作，同时两图中用相同参考标号表示的元件在构造和操作上大致类似。

在对结合图2所述的远端34的操作中，线圈的阵列被配置成检测由线圈接收并相对于其进行测量的基本上平行的辐射。相比之下，在以下说明中，处理器40配置线圈48的操作来检测非平行辐射。

为了清楚起见，yz平面中的方位P被假定为代表组织的核，所述核弛豫至其平衡状态时发射拉莫尔频率辐射。为了简便起见，方位P被假定为具有与线圈48A相同的z值，并与所述线圈的距离为L(还由d₁表示)。

如图所示，从方位P发射的球形波前70比到达第二线圈48B时的波前提前由公式(3)给定的距离d₂：

$d_2=\sqrt{(d^2+L^2)}-L---\left(3\right)$

因此，与在第一线圈48A处的相位相比，在第二线圈48B和第三线圈48C处存在相位差δ₂、δ₃，由下式给定：

$\left.\begin{array}{c}{\mathrm{\δ}}_2=2\mathrm{\π}\frac{\sqrt{(d^2+L^2)}-L}{\mathrm{\λ}\left(P\right)}\\ {\mathrm{\δ}}_3=2\mathrm{\π}\frac{\sqrt{({\left(2d\right)}^2+L^2)}-L}{\mathrm{\λ}\left(P\right)}\end{array}\right\}---\left(4\right)$

其中λ(P)是由点P处的组织核发射的辐射的波长。

总体来讲，针对线圈48的阵列中的第q个线圈，相较于第一线圈的相位差由下式给定：

${\mathrm{\δ}}_q=2\mathrm{\π}\frac{\sqrt{({(q-1)d)}^2+L^2)}-L}{\mathrm{\λ}\left(P\right)}---\left(5\right)$

利用公式(4)和(5)的结果，针对1，2，...，N个线圈48(其中第一线圈被假定为线圈48A)的阵列，处理器40可施加相应的相位延迟

以根据公式(6)使从方位P接收的信号最大化：

…

如从公式(6)显而易见的，在入射至线圈的辐射是非平行的情况下，处理器40将不等的相位延迟差施加至线圈48。

本领域的普通技术人员可针对任何位于远端34区域中的方位P以及非等距地间隔开和/或没有排列在直线上的线圈48的阵列以必要的变更调整上述分析。如以上对入射平行辐射的描述(图2)，在入射非平行辐射的情况下，处理器40可应用公式(1)来克服混淆，以便唯一地识别接近远端的特定区域。

图4是根据本发明实施例示出远端134截面的示意图；除了以下所述的差别外，远端134的操作通常与远端34(图2和3)的操作类似，两个实施例中用相同参考标号表示的元件通常在构造和操作方面类似。

在远端134中，大致类似的平面接收线圈148的第二阵列位于所述远端中。根据需要，线圈148通过将字母附加至标号148而区分。将线圈148取向成使得每个线圈的平面限定平行于xz平面的共用平面。这与线圈48形成对比，所述线圈48被取向为平行于yz平面。

在一个实施例中，第二阵列中线圈148的数量与线圈48的数量相同，同时线圈148的中心被布置成与线圈48的中心重合。然而，线圈148的其它布置是可能的，例如使两个阵列中线圈的数量不同，和/或使第二阵列的线圈的间隔或定位方式与第一阵列的线圈48不同，同时所有这些布置包括在本发明的范围内。

基本上如上所述，处理器40针对线圈48而操作线圈148(图2和3)，将相位延迟施加到线圈148接收的信号，以使信号最大化，所述信号来自接近远端134的选择的位置或来自相对末端而言的选择的方向。因为线圈148取向为位于xz平面中，所以包含所述线圈的xz平面中的组织核在线圈处生成最大信号。因此，将特定相位延迟施加到线圈(线圈48和线圈148)的两个阵列允许处理器从远侧末端134周围的完全三维区域选择并接收信号。如上所述，处理器40可应用公式(1)来克服任何混淆，以便唯一地识别接近远端134的特定区域。

图5是根据本发明实施例示出远端234截面的示意图；除了以下所述的差别外，远端234的操作与远端134和34(图2、3和4)的操作大致类似，并且在三个实施例中用相同参考标号指示的元件在构造和操作方面大致类似。

在远端234，大致类似的平面接收线圈248的第三阵列位于所述远端中。根据需要，线圈248通过将字母附加至标号148而被区分。将线圈248取向成使得每个线圈的相应的平面平行于xy平面，并且定位所述线圈，使得不存在为所有线圈248共用的xy平面。通常，如图所示将线圈48、148和248的三个阵列布置为远端中的三个正交线圈组，每组的三个线圈具有共用线圈中心。

线圈248在其相应的xy平面中具有最大增益(以及沿轴60理论上的零增益)。虽然线圈248没有共用xy平面，但是对于本领域的技术人员显而易见的是，基本上如以上针对线圈48和148所述，处理器40可被配置成选择不同相位延迟并将其施加至由线圈248接收的信号，以使来自不同于轴60的方向的信号以及来自不在该轴上的位置的信号最大化。

因此，将特定相位延迟施加到线圈(线圈48、线圈148和线圈248)的三个阵列允许处理器从远侧末端234周围的完全三维区域选择并接收信号。如上所述，处理器40可应用公式(1)来克服混淆，以唯一地识别在远端234附近的特定区域。

以上所述的实施例假定磁场换能器37作为独立组件安装在探针24的远端中，并***作以确定远端的取向和位置。在本发明的一些实施例中，除了以上所述的线圈的功能，线圈34、134和/或线圈234中的至少一些还被配置成充当换能器37。对于这些实施例，在远端可不需要独立换能器37。

以上说明假定探针24通过操作者30被手动地***患者32的体腔。在本发明的替代实施例中，探针可被自动地***患者的体腔。用于探针的自动驱动器在授予Govari等人的名称为“Robotic Drive for Catheter”的美国专利申请2011/0040150中有所描述，所述美国专利申请以引用的方式并入本文。本领域的普通技术人员将能够以必要的变更调整其具体实施方式，以实施用于探针24的自动驱动器，使得其与MRI环境中的操作兼容。这些调整包括，例如，利用非磁性材料如基于聚酰亚胺的材料来替换以上参考专利申请中所述的其中驱动器或模块的铁磁元件。作为另外一种选择或除此之外，调整可包括用MRI兼容等效元件替换使用磁场的元件。例如，感应或步进电机可替换成具有非磁性部分的气动电机。

应当理解，上述实施例仅以举例的方式进行引用，且本发明并不限于上面具体示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上述各种特征的组合和亚组合以及它们的变型和修改形式，本领域的技术人员在阅读上述说明时将会想到所述变型和修改形式，并且所述变型和修改形式并未在现有技术中公开。

Claims (28)

1. 一种医疗探针，包括：

柔性***管，所述柔性***管具有用于***体腔的远端；

定位在所述远端内的空间上间隔开的线圈的阵列；和

处理器，所述处理器被配置成处理由所述线圈响应于所述体腔中的组织的磁共振而生成的相应的信号，并当响应于所述线圈之间的间隔施加相位延迟时处理所述信号，以使所述组织成像。

2. 根据权利要求1所述的医疗探针，其中所述线圈是平面的，并且其中所述线圈的相应的平面包括共用平面。

3. 根据权利要求2所述的医疗探针，其中所述组织位于所述共用平面中，使得所述线圈生成的所述信号为最大值。

4. 根据权利要求1所述的医疗探针，其中所述处理器被配置成响应于所述组织相对于所述远端的方向确定所述相位延迟。

5. 根据权利要求1所述的医疗探针，其中所述处理器被配置成响应于所述组织相对于所述远端的位置确定所述相位延迟。

6. 根据权利要求1所述的医疗探针，并且包括位于所述远端的方位传感器，并且其中所述处理器被配置成响应于来自所述方位传感器的方位信号确定所述远端的方位，以及响应于所述方位确定所述相位延迟。

7. 根据权利要求1所述的医疗探针，其中所述线圈中的至少一者被配置成为所述远端提供方位信号，并且其中所述处理器被配置成响应于所述方位信号确定所述远端的方位，以及响应于所述方位确定所述相位延迟。

8. 根据权利要求1所述的医疗探针，其中所述空间上间隔开的线圈被定位在直线上。

9. 根据权利要求1所述的医疗探针，其中所述空间上间隔开的线圈被定位在曲线上。

10. 根据权利要求1所述的医疗探针，其中所述线圈被等距地间隔开。

11. 根据权利要求1所述的医疗探针，并且包括自动驱动器，所述自动驱动器与磁共振成像(MRI)环境兼容并被配置成自动地将所述柔性***管***所述体腔。

12. 一种医疗探针，包括：

柔性***管，所述柔性***管具有用于***体腔的远端；

定位在所述远端内的空间上间隔开的第一平面线圈的第一阵列，其中所述第一平面线圈的相应的平面与第一平面平行；

定位在所述远端内的空间上间隔开的第二平面线圈的第二阵列，其中所述第二平面线圈的相应的平面与正交于所述第一平面的第二平面平行；和

处理器，所述处理器被配置成处理由所述第一平面线圈和第二平面线圈响应于所述体腔中的组织的磁共振而生成的相应的第一信号和第二信号，并且当响应于所述第一线圈之间的第一间隔施加第一相位延迟时处理所述第一信号，并且当响应于所述第二线圈之间的第二间隔施加第二相位延迟时处理所述第二信号，以使所述组织成像。

13. 根据权利要求12所述的医疗探针，其中至少一个第一平面线圈和至少一个第二平面线圈具有共用中心。

14. 根据权利要求12所述的医疗探针，其中所述第一平面线圈的所述相应的平面共用于所述第一平面。

15. 一种用于磁共振成像的方法，包括：

将探针***体腔，所述探针具有柔性***管和远端；

将空间上间隔开的线圈的阵列定位在所述远端内；以及

当响应于所述线圈之间的间隔施加相位延迟时，处理由所述线圈响应于所述体腔中的组织的磁共振而生成的相应的信号，以使所述组织成像。

16. 根据权利要求15所述的方法，其中所述线圈是平面的，并且其中所述线圈的相应的平面包括共用平面。

17. 根据权利要求16所述的方法，其中所述组织位于所述共用平面中，使得由所述线圈生成的所述信号为最大值。

18. 根据权利要求15所述的方法，其中并且包括响应于所述组织相对于所述远端的方向确定所述相位延迟。

19. 根据权利要求15所述的方法，并且包括响应于所述组织相对于所述远端的位置确定所述相位延迟。

20. 根据权利要求15所述的方法，并且包括将方位传感器定位在所述远端中，响应于来自所述方位传感器的方位信号确定所述远端的方位，并且响应于所述方位确定所述相位延迟。

21. 根据权利要求15所述的方法，其中所述线圈中的至少一者被配置成为所述远端提供方位信号，所述方法还包括响应于所述方位信号确定所述远端的方位，并且响应于所述方位确定所述相位延迟。

22. 根据权利要求15所述的方法，其中所述空间上间隔开的线圈被定位在直线上。

23. 根据权利要求15所述的方法，其中所述空间上间隔开的线圈被定位在曲线上。

24. 根据权利要求15所述的方法，其中所述线圈被等距地间隔开。

25. 根据权利要求15所述的方法，并且包括使用自动驱动器自动地将所述探针***所述体腔，所述自动驱动器与磁共振成像(MRI)环境兼容。

26. 一种用于磁共振成像的方法，包括：

将探针***体腔，所述探针具有柔性***管和远端；

将空间上间隔开的第一平面线圈的第一阵列定位在所述远端内，使得所述第一平面线圈的相应的平面与第一平面平行；

将空间上间隔开的第二平面线圈的第二阵列定位在所述远端内，使得所述第二平面线圈的相应的平面与正交于所述第一平面的第二平面平行；以及

当响应于所述第一线圈之间的第一间隔将第一相位延迟施加到所述第一信号、并响应于所述第二线圈之间的第二间隔将第二相位延迟施加到所述第二信号时，处理由所述第一平面线圈和第二平面线圈响应于所述体腔中的组织的磁共振而生成的相应的第一信号和第二信号，以使所述组织成像。

27. 根据权利要求26所述的方法，其中至少一个第一平面线圈和至少一个第二平面线圈具有共用中心。

28. 根据权利要求26所述的方法，其中所述第一平面线圈的所述相应的平面共用于所述第一平面。

Images