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Die Erfindung betrifft ein Magnetresonanz-Bildgerät mit einer
oder mehreren elektrischen Zusatzeinrichtungen wie zum Beispiel
HF-Körperspulen
oder Kathetern mit Spulenelementen, die zur Anwendung bei der Untersuchung
eines Patienten oder eines anderen Objektes dienen, sowie mit einer Verbindungsleitung,
die durch einen einem HF-Feld aussetzbaren Untersuchungsbereich
des Magnetresonanz-Bildgerätes
zu führen
ist und die zur Verbindung der Zusatzeinrichtung mit einer Anschlusseinheit
wie zum Beispiel einer Versorgungs- oder Steuereinheit vorgesehen
ist.
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Magnetresonanz- (MR) Bildgeräte werden insbesondere
zur Untersuchung und Behandlung von Patienten verwendet. Dabei werden
die von einem stationären
Grundmagnetfeld (B0-Feld) ausgerichteten
Kernspins des zu untersuchenden Gewebes durch HF-Pulse (B1-Feld)
angeregt. Die dadurch ausgelösten
Relaxationssignale werden zur Lokalisierung Gradient-Magnetfeldern
ausgesetzt und empfangen, um daraus in bekannter Weise ein Bild des
untersuchten Gewebes zu erzeugen.
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Es werden im wesentlichen zwei Bauformen unterschieden,
nämlich
die sogenannten offenen MR-Systeme (Vertikalsysteme), bei denen
ein Patient in einen zwischen den Enden eines C-Arms liegenden Untersuchungsraum
eingebracht wird und somit auch während der Untersuchung oder
Behandlung von fast allen Seiten frei zugänglich ist, sowie MR-Systeme
mit einem rohrförmigen
Untersuchungsraum (Axialsysteme), in den der Patient hineingeschoben
wird.
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Zum Senden der HF-Signale und zum
Empfangen der Relaxationssignale dienen HF-Spulenanordnungen. Neben den fest in
dem MR-Bildgerät
eingebauten HF-Spulenanordnungen kommen auch HF-Körperspulen
zum Einsatz, die flexibel, zum Beispiel als Manschette oder Pad
um bzw. an den zu untersuchenden Bereich gelegt werden können.
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Weiterhin kommen Katheter zum Einsatz,
die zum Beispiel zur Entnahme einer Gewebeprobe während der
Bilderzeugung in den Patienten eingeführt werden und die zur Lokalisierung
in dem erzeugten Bild ein Spulenelement, einen Oszillator o.ä. im Bereich
ihrer Spitze aufweisen.
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Zusatzeinrichtungen dieser und anderer
Art sind über
eine elektrische Verbindungsleitung mit einer außerhalb des Untersuchungsbereiches
liegenden Anschlusseinheit, insbesondere einer Versorgungs-, Empfangs-
und/oder Steuereinrichtung zu verbinden.
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Problematisch ist dabei die Tatsache,
dass durch das von den HF-Spulenanordnungen erzeugte elektrische
Feld in der zu der betreffenden Zusatzeinrichtung führenden
elektrischen Verbindungsleitung HF-Ströme induziert werden, die nicht
nur die Gefahr von Störungen
oder Zerstörungen
der Zusatzeinrichtung und der Anschlusseinheit beinhalten, sondern insbesondere
zu einer beträchtlichen
Erwärmung
der Verbindungsleitung und im Falle von Körperspulen und Kathetern zu
Verbrennungen des Patienten führen
können,
wenn die Leitungen dem Patienten zu nahe kommen.
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Aus der
US-PS 6,284,971 sind verschiedene Koaxialkabel
zur Anwendung bei der Magnetresonanz-Bildgebung bekannt, bei denen
die Gefahr von Verbrennungen eines Benutzers durch verschiedene Gestaltungen
der äußeren Abschirmung
des Kabels vermieden werden soll. Diese äußere Abschirmung besteht aus
einem zylindrischen inneren, den Leiter umgebenden Abschirmungsteil
sowie einem segmentierten äußeren Abschirmungsteil,
die beide miteinander verbunden sind. Zwischen diesen Abschirmungsteilen
kann sich ein dielektrisches Material mit einer relativ hohen Dielektrizitätskonstante
befinden. Bei anderen Ausführungsformen
befinden sich an den Enden der segmentierten äußeren Abschirmungsteile leitende
Elemente, oder diese Enden sind über
einen Kondensator mit dem inneren Abschirmungsteil verbunden.
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Diese Kabelstrukturen sind allerdings
relativ voluminös,
aufwendig und teuer, und die damit erzielbaren Ergebnisse im Hinblick
auf eine Unterdrückung von
durch die HF-Pulse
induzierten Signalen sind insbesondere bei hohen HF-Feldstärken häufig ungenügend.
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Eine allgemeine Aufgabe, die der
Erfindung zugrunde liegt, besteht deshalb darin, nach einer Möglichkeit
zu suchen, mit der die Gefahr, die von durch einen Untersuchungsbereich
eines Magnetresonanz-Bildgerätes
geführten
Leitungen aufgrund deren Erwärmung
für einen
Patienten ausgehen kann, zumindest weitgehend vermieden wird.
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Insbesondere soll ein Magnetresonanz-Bildgerät mit einer
oder mehreren Zusatzeinrichtungen wie HF-Körperspulen und Kathetern geschaffen
werden, bei denen die durch HF-Pulse (B1-Feld)
in den Verbindungsleitungen zu diesen Zusatzeinrichtungen induzierten
Ströme
keine Gefahr für
den Patienten oder die Zusatzeinrichtung bzw. die Anschlusseinheit darstellen.
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Weiterhin soll eine Zusatzeinrichtung
der oben genannten Art mit einer elektrischen Verbindungsleitung
geschaffen werden, mit der bei Anwendung in einem Untersuchungsbereich
eines MR-Bildgerätes
eine zumindest weitgehend störungsfreie Verbindung
mit einer Anschlusseinheit wie zum Beispiel einer Versorgungs-,
Empfangs- und/oder
Steuereinrichtung möglich
ist, ohne dass die Gefahr von Verbrennungen eines Patienten durch
die Verbindungsleitung oder von Schäden der Anschlusseinheit durch
in der Verbindungsleitung induzierte HF-Ströme besteht.
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Gelöst wird die Aufgabe gemäß Anspruch
1 mit einem Magnetresonanz-Bildgerät mit mindestens einer elektrischen
Zusatzeinrichtung zur Anwendung bei der Untersuchung eines Objektes
sowie einer Verbindungsleitung, die durch einen einem HF-Feld aussetzbaren
Untersuchungsbereich des Magnetresonanz-Bildgerätes zu führen ist und die zur Verbindung
der Zusatzeinrichtung mit einer Anschlusseinheit vorgesehen ist,
wobei in die Verbindungsleitung mindestens ein Leitungsabschnitt
mit einer durch mindestens ein induktives Kopplungselement begrenzten
Länge von
ungleich n*λ/2
geschaltet ist, und wobei λ die
HF-Wellenlänge
bezeichnet und n = 1, 2, 3, ... ist.
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Die Aufgabe wird ferner mit einer
HF-Körperspule
als Zusatzeinrichtung gemäß Anspruch
10 und mit einem Katheter mit Sende- und/oder Empfangseinheit als
Zusatzeinrichtung gemäß Anspruch
11 gelöst.
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Besondere Vorteile dieser Lösungen bestehen
u.a. darin, dass eine Gefährdung
des Patienten durch eine Erwärmung
der Verbindungsleitung zuverlässig
für nahezu
alle Feldstärken
des HF-Feldes ausgeschlossen ist und die Verbindungsleitung somit direkt
im Bett des Patienten verlegt werden kann. Auch die Gefahr einer
Beschädigung
einer an die Verbindungsleitung angeschlossenen Anschlusseinheit,
insbesondere aufgrund von in der Verbindungsleitung induzierten
HF-Strömen
ist zumindest weitgehend ausgeschlossen. Ferner sind im Vergleich
zu anderen Lösungen,
wie zum Beispiel einer optischen Übertragungsstrecke mit Glasfasern,
wesentlich geringere Modifikationen an den zu verbindenden Komponenten
erforderlich. Schließlich
kann die erfindungsgemäße Verbindungsleitung
auch mit einem sehr geringen Querschnitt (zum Beispiel weniger als 2
mm) realisiert werden, der insbesondere im Hinblick auf die Anwendung
mit Kathetern von Bedeutung ist.
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Die Unteransprüche haben vorteilhafte Weiterbildungen
der Erfindung zum Inhalt.
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Mit der Ausführung gemäß Anspruch 2 wird die Wärmeentwicklung
um den Leitungsabschnitt besonders wirksam unterdrückt.
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Die Ansprüche 3 bis 5 beinhalten bevorzugte Ausführungsformen
des induktiven Kopplungselementes, während Anspruch 6 bevorzugte
Ausführungsformen
der Verbindungsleitung beschreibt.
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Die Ausführungsform gemäß Anspruch
7 ist insbesondere dann vorteilhaft, wenn über die Verbindungsleitung
auch eine Gleichspannung geführt
werden soll.
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Mit der Ausführungsform gemäß Anspruch
8 wird die Übertragung
der auszuwertenden Signale, wie zum Beispiel der durch eine Körperspule
erfassten MR-Relaxationssignale, weiter verbessert.
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Anspruch 9 beinhaltet schließlich zwei
bevorzugte Zusatzeinrichtungen.
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Weitere Einzelheiten, Merkmale und
Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der folgenden Beschreibung
von bevorzugten Ausführungsformen
anhand der Zeichnung. Es zeigt:
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1 eine
schematische Seitenansicht eines MR-Bildgerätes;
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2 eine
schematische Darstellung einer Zusatzeinrichtung;
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3 ein
erstes Ersatzschaltbild einer erfindungsgemäßen Verbindungsleitung;
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4 eine
schematische Darstellung einer ersten Ausführungsform der Verbindungsleitung;
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5 eine
schematische Darstellung einer zweiten Ausführungsform der Verbindungsleitung;
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6 einen
in der Verbindungsleitung gemäß den 4 und 5 verwendeten Transformator;
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7 eine
schematische Darstellung einer dritten Ausführungsform der Verbindungsleitung;
und
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8 ein
zweites Ersatzschaltbild einer erfindungsgemäßen Verbindungsleitung.
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1 zeigt
die wesentlichen, die Erzeugung und Erfassung von Magnetfeldern
in einem Untersuchungsbereich 1 betreffenden Komponenten
eines offenen MR-Bildgerätes.
Oberhalb und unterhalb des Untersuchungsbereiches 1 befinden
sich jeweils Magnetanordnungen 2, 3, die zur Erzeugung
eines im wesentlichen homogenen Grundmagnetfeldes (B0-Feld
zur Magnetisierung des Untersuchungsobjektes, d.h. zur Ausrichtung
der Kernspins) dienen, dessen magnetische Flussdichte (magnetische Induktion)
in der Größenordnung
von einigen Zehntel Tesla bis einigen Tesla liegen kann. Das Grundmagnetfeld
tritt dabei im wesentlichen in einer Richtung senkrecht zur Längsachse
eines Patienten P (d.h. in x-Richtung) durch diesen hindurch.
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Zur Erzeugung von HF-Pulsen (B1-Feld) mit der MR-Frequenz, mit denen die
Kernspins in dem zu untersuchenden Gewebe angeregt werden, dienen flache
oder zumindest flächenartige
HF-Leiterstrukturen ("Flächenresonatoren") in Form von HF-Sendespulen 4,
die jeweils an den Magnetanordnungen 2 oder 3 angeordnet
sind. Zur Erfassung von sich daran anschließenden Relaxationsvorgängen in
dem Gewebe dienen HF-Empfangsspulen 5, die ebenfalls Flächenresonatoren
an einer der Magnetanordnungen 2; 3 sein können. Durch
entsprechendes Umschalten kann zum Senden und Empfangen auch ein gemeinsamer
HF-Flächenresonator
verwendet werden, oder es dienen beide HF-Flächenresonatoren 4, 5 zum
abwechselnden gemeinsamen Senden und Empfangen.
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Zur räumlichen Unterscheidung und
Auflösung
der von dem Gewebe eines Patienten P ausgehenden Relaxationssignale
(Lokalisierung der angeregten Zustände) sind ferner mehrere Gradient-Magnetfeldspulen 7, 8 vorgesehen,
mit denen drei in Richtung der x-Achse
verlaufende Gradient-Magnetfelder erzeugt werden. Ein erstes Gradient-Magnetfeld ändert sich
dabei im wesentlichen linear in Richtung der x-Achse, ein zweites
Gradient-Magnetfeld ändert
sich im wesentlichen linear in Richtung der y-Achse, und ein drittes
Gradient-Magnetfeld ändert sich
im wesentlichen linear in Richtung der z-Achse.
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Für
bestimmte Untersuchungen sind elektrische Zusatzeinrichtungen erforderlich.
Dies sind zum Beispiel HF-Körperspulen 6,
die zusätzlich
oder alternativ zu den flächenartigen
HF-Empfangsspulen 5 verwendet werden und die als HF-Empfangsspule
direkt an den Patienten P bzw. den zu untersuchenden Bereich angelegt
werden. Diese HF-Körperspulen 6 sind
im allgemeinen flexibel und in Form von Pads oder Manschetten ausgebildet.
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Weiterhin wird zur Durchführung der
Behandlung des Patienten P oder zur Entnahme einer Gewebeprobe oder
zur Bestimmung von Gewebeparametern in vielen Fällen ein Katheter 10 verwendet, der
in den Patienten eingeführt
wird und dessen Position auf einem Bildschirm sichtbar gemacht werden muss.
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Zu diesem Zweck sind verschiedene
passive und aktive Verfahren bekannt.
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Bei einem passiven Verfahren, wie
es zum Beispiel aus der WO 99/19739 beschrieben wird, können ein
oder mehrere kleine resonante Schwingkreise an der Katheterspitze
aufgrund der Tatsache in dem MR-Bild sichtbar gemacht werden, dass
diese während
der MR-Bilderzeugung eine Erhöhung
des Hochfrequenzfeldes (B1-Feld) in ihrer
unmittelbaren Umgebung bewirken und damit auch die Magnetisierung
der benachbarten Kernspins erhöhen.
Die Sende- und/oder Empfangseinheit 11 ist dabei im einfachsten
Fall eine Empfangsspule. Sie kann jedoch zusätzlich auch Sensoren beinhalten,
die bestimmte Eigenschaften des umgebenden Gewebes erfassen.
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Bei einem aktiven Verfahren kann
zum Beispiel mit einer Umschalteinheit 41, die mit einem
ersten Ausgang A an den Katheter 10 und mit einem zweiten
Ausgang B an die HF-Sendespulen 4 angeschlossen ist, alternierend
zwischen zwei Betriebsarten umgeschaltet werden. In der ersten Betriebsart wird
mit dem MR-Gerät
in bekannter Weise ein MR-Bild erzeugt, während in der zweiten Betriebsart mit
einer an der Katheterspitze angeordneten, aktivierten Sende- und/oder
Empfangseinheit 11 durch Aussenden von HF-Pulsen eine lokale
Kernmagnetisierung angeregt und die dadurch entstehenden Relaxationsvorgänge mit
den HF-Empfangsspulen 5; 6 empfangen werden. Das
empfangene Signal dient wiederum dazu, die Position der Katheterspitze
in das MR-Bild einzublenden.
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In 2 ist
eine Zusatzeinrichtung in Form eines Katheters schematisch dargestellt.
An der Spitze des Katheters (oder an einer von dieser etwas beabstandeten
Stelle) ist die Sende- und/oder Empfangseinheit 11 zum
Beispiel in Form eines Mikrochips angeordnet, auf dem die erforderlichen
Komponenten (und ggf. auch die Sensoren) realisiert sind. An dem
außerhalb
des Patienten liegenden anderen Ende des Katheters befindet sich
eine Anschlusseinheit 12 in Form einer Versorgungseinheit
und/oder einer Empfangs- und/oder Steuereinrichtung, die über eine
durch den Katheter geführte
Verbindungsleitung 13 mit der Sende- und/oder Empfangseinheit 11 verbunden
ist und über
die die Sende- und/oder Empfangseinheit 11 aktiviert und
ggf. die Messwerte der Sensoren übertragen
werden.
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Im Falle einer Zusatzeinrichtung
in Form von HF-Körperspulen 6 sind
diese ebenfalls mittels einer elektrischen Verbindungsleitung 13 mit
einer entsprechenden Anschlusseinheit 12 (Versorgungs-,
Empfangs- und/oder Steuereinrichtung) verbunden.
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3 zeigt
ein erstes elektrisches Ersatzschaltbild einer erfindungsgemäßen Verbindungsleitung 13,
anhand der das Funktionsprinzip der in den 4, 5 und 7 gezeigten Ausführungsformen
erläutert
werden soll.
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Die durch die HF-Sendespulen 4 abgestrahlten
HF-Pulse (B1-Feld) induzieren zum Beispiel
in einer HF-Körperspule 6 sowie
in dem Teil der Verbindungsleitung 13, der durch das Feld
der HF-Sendespulen 4 läuft,
ein Gleichtaktsignal, das in dem Ersatzschaltbild durch eine erste
Spannungsquelle U1 erzeugt wird. Das Gleichtaktsignal
(Common-Mode Signal) hat einen entsprechenden ersten Strom I1 in der Verbindungsleitung 13 zur
Folge. Die durch die anschließenden
MR-Relaxationsvorgänge
in der HF-Körperspule 6 induzierten
Signale (Differential-Mode Signale) werden in dem Ersatzschaltbild durch
eine zweite Spannungsquelle U2 (Nutzspannung)
repräsentiert
und führen
in der Verbindungsleitung 13 zu einem zweiten Strom I2.
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Die Verbindungsleitung 13 weist
mehrere Leitungsabschnitte 131, 132, ... auf.
Die Länge
dieser Abschnitte ist ungleich n*λ/2(n
= 1, 2, 3, ..), wobei λ die
Wellenlänge
darstellt, mit der die HF-Pulse ausgesandt werden. Die Abschnitte 131, 132,
.. sind somit nichtresonant für
das Gleichtaktsignal. Die Länge der
Abschnitte ist vorzugsweise möglichst
gering liegt und insbesondere zwischen λ/4 und λ/8.
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Zur Verbindung der einzelnen Leitungsabschnitte 131, 132,
.. miteinander dienen jeweils Transformatoren 141, 142,
..., über
die die Differential-Mode Signale übertragen und somit über die
Verbindungsleitung 13 geführt werden können. Die Transformatoren 141, 142,
sind so dimensioniert, dass die Koppelkapazität C zwischen der Primär- und der
Sekundärseite
möglichst
gering und vorzugsweise nicht kleiner als j250 Ohm (bzw. betragsmäßig größer als
250 Ohm) ist.
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Damit wird eine nennenswerte Temperaturerhöhung im
Bereich des Patienten auch bei hohen HF-Feldstärken (zum Beispiel 3 Tesla)
sowie bei einer großen
Anzahl von HF-Sendespulen 4 verhindert
und eine Beschädigung
oder Störung
der Zusatzeinrichtung 6 und der Anschlusseinheit 12 vermieden.
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In dem Fall, in dem die HF-Körperspule
aus einer Mehrzahl von einzelnen Leiterabschnitten (Antennenabschnitte)
zusammengesetzt ist, die zur Erzielung bestimmter Empfangscharakteristiken
mittels Dioden miteinander verbunden bzw. voneinander getrennt werden
können,
kann die Leistungsversorgung und das Schalten der Dioden mit Wechselspannungssignalen,
die von der Anschlusseinheit 12 erzeugt werden, über die
Verbindungsleitung 13 erfolgen. Bei einer Frequenz von
zum Beispiel 2 MHz der Leistungsversorgung und von zum Beispiel
20 MHz der Schaltspannung (d.h. deutlich außerhalb des Bereiches der MR-Frequenz,
jedoch innerhalb der Übertragungs-Bandbreite der Verbindungsleitung) hat
die Verbindungsleitung 13 insoweit keine nennenswerte Dämpfung.
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Die Realisierung der Verbindungsleitung 13 ist
zum Beispiel mit der in 4 gezeigten
ersten Ausführungsform
möglich.
Es handelt sich dabei um eine Zweidraht-Leitung (zum Beispiel ein
Twisted-pair), von der drei Leitungsabschnitte 131, 132, 133 dargestellt
sind. Die Leitungsabschnitte sind über jeweils einen Transformator 141, 142 miteinander
gekoppelt, dessen Primär-
bzw. Sekundärwicklung
L1, L2 den jeweiligen Leitungsabschnitt abschließt. Optional können die
Leitungsabschnitte 131, 132, 133 mit
einer Abschirmung 151, 152, 153 versehen
sein, wobei sich die Abschirmungen im Bereich der Transformatoren 141, 142 kontaktlos überlappen.
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5 zeigt
schematisch eine zweite Ausführungsform
der Erfindung, bei der anstelle der in 4 gezeigten Zweidraht-Leitung ein Koaxialkabel
als Verbindungsleitung 13 verwendet wird. In diesem Fall
sind die Primär-
bzw. Sekundärwicklungen
L1, L2 der Transformatoren 141, ... zwischen den Leiter
Lt und die Abschirmung A der einzelnen Abschnitte des Koaxialkabels
geschaltet.
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Die Transformatoren 141, 142 können gemäß 6 zum Beispiel einen Toroid
T aufweisen, auf den die Primärwicklung
L1 und die Sekundärwicklung
L2 gewickelt ist. Die beiden Wicklungen L1, L2 können auch den gesamten Toroid
T umspannen und übereinander
gelegt werden.
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Das Material des Toroid T sollte
eine möglichst
niedrige relative Dielektrizitätskonstante
aufweisen, und die Wicklungsdrähte
sollten möglichst dünn sein.
Damit kann eine Dämpfung
von weniger als 1 dB erzielt werden. Bei Transformatoren, die außerhalb
des Wirkungsbereiches des Grundmagnetfeldes liegen, kann der Toroid
auch aus einem magnetischen Material hergestellt sein, mit dem besonders
gute Eigenschaften erzielt werden.
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Alternativ dazu kann gegebenenfalls
auch auf einen metallischen Transformatorkern verzichtet werden
und der Transformator aus Luftspulen gebildet sein, die um einen
aus geschäumtem
Material hergestellten Träger
gewickelt sind.
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An den beiden Enden der Verbindungsleitung 13 können die
Transformatoren als Teil der HF-Körperspule 6 (oder
einer Sende- und/oder Empfangseinheit 11 eines Katheters 10)
bzw. eines Steckverbinders an der Anschlusseinheit 12 ausgebildet sein.
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Wenn aus mechanischen oder anderen Gründen die
(diskreten) Transformatoren 141, 142, ... entlang
der Verbindungsleitung 13 nicht gewünscht sind, so besteht die
Möglichkeit,
diese in Form von Leiterschleifen 161, 162, ..
zu realisieren. Eine solche dritte Ausführungsform der Verbindungsleitung 13 ist
in 7 dargestellt, die
insbesondere dann vorteilhaft ist, wenn die Verbindungsleitung 13 einen
besonders kleinen Querschnitt haben soll.
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Auch diese Verbindungsleitung 13 setzt
sich aus einer Mehrzahl von Leitungsabschnitten 131, 132, 133 mit
zwei Adern zusammen, die jeweils an den Enden jedes Leitungsabschnitts
kurzgeschlossen sind. Die Leitungsabschnitte sind wiederum induktiv
miteinander gekoppelt. Zu diesem Zweck dienen die genannten Leiterschleifen 161, 162,
die jeweils über
Endbereiche von benachbarten Leitungsabschnitten 131, 132 bzw. 132, 133 usw.
gelegt sind. Die Realisierung dieser Verbindungsleitung 13 kann zum
Beispiel mit einer streifenförmigen
Platine oder einem anderen, auch flexiblen Trägermaterial (zum Beispiel einer
Folie) erfolgen, die/das auf der einen Seite die Leitungsabschnitte 131, 132, 133,
... und auf der anderen Seite die Leiterschleifen 161, 162,
... trägt.
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Optional können auch bei dieser dritten
Ausführungsform
Abschirmungen 171, 172; 173, 174 vorgesehen
sein, die auf die Leiterschleifen 161, 162 und/oder
die Leitungsabschnitte 131, 132, 133 gelegt werden.
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8 zeigt
schließlich
ein zweites Ersatzschaltbild zur Erläuterung einer vierten Ausführungsform
einer erfindungsgemäßen Verbindungsleitung.
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Auch in diesem Ersatzschaltbild stellt
die durch eine erste Spannungsquelle U1 erzeugte
Spannung diejenige Spannung dar, die durch die von den HF-Sendespulen 4 abgestrahlten
HF-Pulse in einer HF-Körperspule 6 sowie
in dem Teil der Verbindungsleitung 13, der durch das Feld
der HF-Sendespule 4 verläuft, induziert wird (Gleichtakt-
oder Common Mode-Signal). Eine zweite Spannungsquelle U2 repräsentiert
die durch die MR-Relaxationsvorgänge
in der HF-Körperspule 6 induzierten
(Differential-Mode-) Signale. Die beiden in 8 dargestellten Leitungsabschnitte 131, 132 sind
wiederum über
einen Transformator mit einer Primärwicklung L1 und einer Sekundärwicklung
L2 gemäß obiger
Erläuterung
miteinander verbunden. Der Transformator ist in Form der bekannten
T-Ersatzschaltung aus einer parallelen Gegeninduktivität M der
beiden Wicklungen L1, L2 sowie den seriellen Induktivitäten L1-M
und L2-M dargestellt.
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Wesentlich hierbei ist ein erster
Kondensator C1, der seriell in den ersten Leitungsabschnitt 131 geschaltet
ist, sowie ein zweiter Kondensator C2, der seriell in dem zweiten
Leitungsabschnitt 132 liegt. Die Kapazität der Kondensatoren
ist so gewählt,
dass sie mit der Induktivität
des Transformators einen Resonanzkreis bilden, d.h. 1/ωC1 = ωL1 und 1/ωC2 = ωL2, und
dass diese Resonanzbedingung für
die Kreisfrequenz w eines über
die Verbindungsleitung zu übertragenden
Signals, d.h. für
das Differential-Mode Signal, nicht jedoch für die Gleichtakt-Signale, erfüllt ist.
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Damit kann eine sehr hohe und gleichzeitig sehr
schmalbandige Kopplung der Leitungsabschnitte 131, 132 für die MR-Relaxationssignale
erzielt werden. Außerdem
kann dadurch die Koppelkapazität
C zwischen den Wicklungen L1, L2 des Transformators noch geringer
gehalten werden.
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Sofern über die Verbindungsleitung 13 Gleichspannungssignale übertragen
werden sollen, um zum Beispiel Dioden zwischen Teilen der Körperspule 6 vorzuspannen,
können
die beiden Kondensatoren C1, C2 sowie der dazwischen liegende Transformator
mit einem ohmschen Widerstand R überbrückt werden.
Dies gilt hinsichtlich der Überbrückung des
Transformators sinngemäß natürlich auch für das erste
Ersatzschaltbild gemäß 3 (dort nicht eingezeichnet).
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Die beschriebenen Verbindungsleitungen haben
besondere Vorteile bei der Anwendung von umschaltbaren HF-Körperspulen 6,
die insbesondere bei SENSE (sensitivity encoding)-Bildgebungsverfahren
verwendet werden, da einerseits, wie oben erläutert wurde, eine störungsfreie
Versorgung und Umschaltung der verschiedenen Teile der HF-Körperspulen 6 mittels
Dioden sowie Übertragung
der empfangenen Relaxationssignale möglich ist und andererseits
nicht die Gefahr besteht, dass der Patient durch Resonanzeffekte
infolge der von der HF-Sendespule 4 abgegebenen HF-Leistung
und der damit verbundenen Erwärmung
der Verbindungsleitung 13 Verbrennungen erleidet. Die Verbindungsleitung 13 kann
somit direkt im Bett des Patienten verlegt werden. Auch eine Gefährdung der
Zusatzeinrichtung 6; 11 oder der Anschlusseinheit 12 ist
weitgehend ausgeschlossen. Beides gilt auch für hohe HF-Feldstärken.
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Die Anwendung dieser Verbindungsleitungen
erfordert wesentlich geringere Systemmodifikationen als zum Beispiel
die optische Übertragung
der betreffenden Signale von bzw. zu den HF-Körperspulen, Kathetern oder
anderen Zusatzeinrichtungen.
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Insbesondere die Verbindungsleitungen 13 gemäß der ersten
bis dritten Ausführungsform
haben weiterhin eine im Vergleich zu bekannten Lösungen relativ große Bandbreite,
so dass zum Beispiel auch mehrere Empfangssignale über eine
Verbindungsleitung übertragen
werden können.
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Schließlich können die gleichen oder auch noch
einfachere Steckverbinder zum Anschluss der Verbindungsleitung 13 an
die entsprechende Anschlusseinheit 12 (Versorgungs-, Empfangs- und/oder
Steuereinrichtung) verwendet werden.