US7848788B2 Magnetic resonance imaging probe
摘要
- 问题:血管内 MR 成像探头是一根接入扫描仪的细长有源接收天线；扫描仪发射 RF 脉冲时，同一导电结构会承受感应电流并发热。天线又须在 Larmor 频率附近保持接收灵敏度，接收与发射耦合共用同一频带。
- 方案:探头屏蔽层设置调谐 balun/bazooka，在 MRI RF 频率对屏蔽层共模电流呈高阻；接口盒在发射期以 PIN diode 改变探头端接状态，在接收期恢复 tuning/matching。电隔离 spring tip 被提出为辅助的驻波破坏结构。
- 效果:专利只定性报告感应电流与过度欧姆热风险降低；给出 63.9 MHz 附近的电路值、50 Ω 匹配方法和接口盒屏蔽指标，未给探头电流、阻抗峰或温升结果。
- 形态:26 项权利要求；血管内 imaging guidewire 的外径实例约 0.014 in 或 0.032 in，含同轴探头轴、远端 helical imaging coil、柔性 spring tip、可拆连接器和外置接口盒。
原理与方案
标注:引号内英文 = 专利 raw 原文;[推导] = 由专利参数与电路模型推出的结论,非专利原文;[推断] = 按 RF/工艺常识的判断,专利未述;[待确认] = 专利未给、需另行定夺的输入或判断。
失效机理
MRI scanner 的 transmit coil 激励组织时，也在探头的细长导体上建立 RF 电动势；专利明确称该传输可在 imaging probe 中感生电流并“could result in the production of heat”。探头包含中心导体、介质、同轴屏蔽层和远端 imaging coil；FIG. 29 把 imaging coil 1502 与 coaxial cable 1504 描述为闭合 RF 接收电路，FIG. 26 又把需要抑制的电流定位在靠近接口盒的 shielding 103。由外场驱动、沿屏蔽层外表面及其环境回路闭合的分量属于共模电流 [推导]。
远端 imaging coil 1502 的导体长度取在介质内波长约四分之一，并按 63.9 MHz 附近调谐。该电气长度用于提高 MR 信号接收，也使探头在 scanner transmit 的同频强场下容易承受感应电流 [推导]。绝缘会降低天线所见的有效介电常数：裸线在水中的适宜物理长度约 4–12 cm，介电常数约 2–4 的外绝缘可把适宜长度推至 30–100 cm；helical coil 以较短物理长度容纳较长导体。线圈的分布电感、电容与周围组织负载共同决定电流驻波，专利只以总电气长度处理。
缓解机理
探头轴上的调谐 balun 把屏蔽层局部电感与电容构成 LC 网络，在 MRI RF 频率对屏蔽层电流呈“high impedance to current flow”。该高阻中断细长屏蔽层上的共模电流路径，降低沿探头积累的 RF 电流；它是频率选择性抑制，不隔断用于接收的全部差模信号[1]。FIG. 4 的分段屏蔽/多级 balun 与 FIG. 26 的单个调谐接口是同一物理原理的不同实现选择。
接口盒的 decoupling circuit 1522 在 scanner transmit 期由扫描仪提供的 DC 偏置导通 PIN diode 1525，改变探头的 RF 端接；receive 期 diode 不工作，tuning/matching circuit 1520 继续把天线/电缆匹配到 scanner preamplifier。专利称该电路“allows this induced current to be shorted out”；raw 可确认的电路层事实止于发射/接收两时相采用不同端接状态，这属于 active MRI antenna transmit decoupling[2]。
spring tip 1514 通过绝缘 epoxy joint 1588 与 imaging coil 1502、core 1550 电隔离(FIG. 33)。专利以不约束理论的措辞提出该结构可能“breaking up standing waves to decrease heating”；[推断] 电隔离避免 spring tip 成为远端导电延长段，但驻波改变的幅度与频点取决于完整探头和组织负载。
工程实现
FIG. 4 的探头级实现允许 tertiary shielding 451 连续或分段；分段之间可接电容，也可通过 capacitors 471 接至 primary shielding 461，或沿轴布置一串 balun circuits 139。调谐 bazooka 直接位于探头上，可同时压低外部 RF 场引起的屏蔽电流并改善 SNR。
【关键图占位｜库主定稿时补】FIG. 4 — 探头轴的 primary/tertiary shielding 与电容或多级 balun circuits 139 构成分布式共模抑制结构。
FIG. 26 的接口盒以 5–10 cm、直径 1 mm 的 50 Ω solid-shield coax 绕成 coil 615；capacitor 613 与 coil 615 的 shield inductance 用于在 shielding 103 上形成高阻，center-conductor inductance 又参与探头 decoupling。capacitor 621 在 PIN diode 623 导通时调到最大化探头阻抗，inductor 625 与 capacitor 627 用 network analyzer 调至 63.9 MHz、50 Ω。
FIG. 30 与 FIG. 30A 的另一套编号把三项功能分开：
| 功能 | 电路与示例值 | 工作状态 |
|---|---|---|
| tuning/matching 1520 | capacitor 1519 约 22 pF；inductor 1521 约 198 nH；variable capacitor 1528 约 5.5–30 pF | receive 期匹配 scanner 输入 |
| decoupling 1522 | capacitor 1523 约 100 pF（公开范围 50–500 pF）；PIN diode 1525 | transmit 期由 scanner DC 偏置切换 |
| balun 1524 | rigid coaxial cable inductor coil 1526；capacitor 1527 约 39 pF | 抑制 scanner/电缆上的过量感应电流 |
这些值是完整系统制造时再用 network analyzer 确定的起始实例，不能脱离 antenna/cable load 当作独立谐振器参数。
【关键图占位｜库主定稿时补】FIG. 30A — 接口盒内 balun 1524、decoupling 1522 与 tuning/matching 1520 的功能分区及元件编号。
探头本体提供了可制造尺寸。core 1550 可用 gold-silver-gold plated Nitinol，优选直径约 0.0085 in；Nitinol hypotube shield 1564 的直径范围约 0.010–0.035 in。imaging coil 1502 可用约 0.003 in gold-platinum-iridium wire，螺距约 0.004–0.015 in、实例约 0.012 in，绕在 FEP 绝缘的 distal coaxial segment 1566 上，并只在 proximal bare area 1558 经 solder junction 1582 接 core。proximal spring assembly 1580 延续 coaxial shield，同时缓和 hypotube 到远端线圈的刚度突变。
【关键图占位｜库主定稿时补】FIG. 33 — imaging coil 1502、绝缘 adhesive joint 1588 与 spring tip 1514 的远端连接关系。
独立权利要求 1、21、24、25 主要限定 coaxial shield、proximal spring assembly、imaging coil 与 spring tip 的连接；system claim 26 才把 balun、decoupling 与 tuning/matching interface 纳入组合。说明书把 balun 与 tuned bazooka 表述为本领域已知手段，库内另一篇 Boston Scientific MR needle antenna 专利也采用屏蔽层与 balun 抑制感应电流[3]；本篇的差异集中在血管内 imaging guidewire、柔性 tip 与可拆接口的整合。
取舍
屏蔽层可提高安全性和 SNR，但在远端停止屏蔽可增强 antenna signal，同时可能对体内使用产生不利影响。外绝缘避免裸导体接触血液，却增加天线所需电气长度和外径；helical coil 压缩长度并提高柔性，其分布参数和制造公差也使 63.9 MHz 调谐依赖整机测量。
被动 balun 只在调谐频带呈高阻；active decoupling 还依赖 scanner DC 控制、PIN diode 状态与外置接口连接。[推断] 控制或连接失效会使为接收而调谐的探头在 transmit 期保持耦合。该形态是手术中使用、接入 scanner 的主动 imaging probe，并非长期植入的 DBS lead；探头级共模高阻可迁移到植入导线，依赖外部 scanner bias 的 transmit switching 不能直接移植到完全植入系统 [推断]。
效果与证据
- 电路设计｜63.9 MHz 接口:FIG. 26 给出 coil 615、capacitors 613/621、PIN diode 623 及 matching network 625/627，并规定用 network analyzer 把系统调至 50 Ω；这是调谐程序与设计值，没有报告调谐前后阻抗、共模电流或 insertion loss。
- 器件实例｜FIG. 30A:balun capacitor 1527 约 39 pF，decoupling capacitor 1523 约 100 pF，matching 元件约 22 pF/198 nH，另有 5.5–30 pF 微调电容。各值对应外置接口盒实例，未给元件容差、负载条件或 diode on/off 的 RF 阻抗。
- 接口盒屏蔽｜63.86 MHz:FIG. 34C 段称 box 3400 内表面 shield coating 可达到 −50 dB；未说明测试端口、场型、带宽或重复次数，该指标不等同于探头电流或组织温升。
- 天线理论陈述｜normal-mode helix:专利称 quadrature geometry 可使 RF power deposition 减少 50%、SNR 最多提高 40%；未给样机、场强、组织介质或测量方法，且该陈述针对极化/接收几何，不是 balun 或 decoupling 的热学试验。
严谨性缺口:
- 全文无探头 RF 电流、balun 阻抗峰、S-parameter、phantom 温升、动物或临床热学数据；“decrease the risk of possible excessive Ohmic heating”只由电路机理支持。
- 模型未包含探头—组织—scanner 的分布回路、组织复介电参数、导线轨迹、场方向、驻波位置或局部热边界，四分之一波长也未落实到给定介质中的可复算参数。
- decoupling circuit 的文字同时以短路感应电流、grounding DC 与最大化 probe impedance 描述 transmit 状态，未给完整等效电路、PIN diode bias/current、on/off 阻抗或故障状态；仅凭 raw 文本不能定量判断电流被导向何处。
- spring tip 打散驻波明确是未受理论约束的假说，无 tip 隔离前后频响、电流分布或温升对照。
- imaging coil 长度一处写最高约 12 cm，另一处给约 6 in 实例；两者数值不一致。helical antenna 的极化公式在 raw 中 OCR 坍缩，不能用于复算 50%/40% 两项断言。
- raw 的 claim 26 在接口要件中途终止，无法据本地文本完整判断 system claim 的授权边界。
- 未按 ISO/TS 10974 或 ASTM F2182 报告测试；本篇只能支持机理层与工程构型，不能支持 MR Conditional 扫描条件。
关联
- Google Patents:https://patents.google.com/patent/US7848788B2/en
- 危害:rf-heating
- rf-balun-common-mode-suppression——调谐 balun/bazooka 以共模高阻抑制细长导体上的 MRI RF 感应电流。
- active-mri-antenna-transmit-decoupling——主动 MR 接收天线在 scanner transmit 期改变端接、receive 期恢复匹配。
- US7551953B2_Boston-Scientific——同类 MR needle antenna 以屏蔽层和 balun 抑制感应电流与 RF heating。