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Die
Erfindung betrifft eine mehrkanalige Aufnahmeeinrichtung für
Magnetresonanztomografen (MRT) mit mehreren Anordnungen von teilweise überlappenden
Rechteckspulen, die auf Spulenträgern angeordnet sind.
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Allgemein
werden solche Aufnahmeeinrichtungen als MR-Spulen bezeichnet. Bringt
man eine solche Spulenanordnung in die Nähe des zu untersuchenden
Patienten – z. B. durch Oberflächenberührung – so
spricht man auch von Lokalspulen. Durch die MR-Spulen werden die
Kernresonanzsignale von einen Kernspin aufweisenden Kernen (in erster
Linie Protonen, d. h. Kerne des Wasserstoffs) nach Anregung derselben
durch Hochfrequenz aufgenommen. Die Frequenz dieser Signale hängt
von der Magnetfeldstärke ab. Indem ein starkes Magnetfeld
von typischerweise 1,5 Tesla durch ein oder mehrere Magnetfelder
mit Gradienten überlagert wird, können so das
Kernresonanzsignale an verschiedenen Stellen des Körpers
ge messen und mosaikartig zu einem Gesamtbild zusammengesetzt werden.
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Die
Untersuchung des Körpers von Neugeborenen und Kleinkindern
im MRT stellt besondere Anforderungen an die Lokalspule. Die Untersuchung mit
der in den MRT integrierten Körperspule führt
in der Regel nicht zu einer ausreichenden Bildqualität. Dies
liegt vor allem an dem zu großen Sichtfeld, der zu großen
Entfernung vom Patienten und am kleinen Volumen des Patienten. Das
Signal-zu-Rauschverhältnis und die Auflösung von
Gewebedetails ist zu gering. Ähnliches gilt für
die Standard-Lokalspulen, welche als Zubehör zum MRT bereitgestellt
werden. Diese Spulen decken zwar einen weiten Anwendungsbereich
zur Untersuchung Erwachsener und Kinder ab, die Eignung für
Neonaten ist jedoch analog zu den oben genannten Gründen
sehr eingeschränkt.
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Bekannt
ist der Aufbau einer Lokalspule als eine Mehrfach-Spule (Array-Antenne,
US 4 825 162 ). Diese besteht
aus einer Anordnung von nebeneinander angeordneten teilweise überlappenden
Einzelspulen. Durch die Einzelspulen können die Kernresonanzsignale
unterschiedlicher Körperregionen im Wesentlichen voneinander
getrennt aufgenommen werden sein, was ein besseres Gesamtbild ergibt. Durch
die Kombination einer Vielzahl von MR-Spulen mit relativ kleiner
Fläche zu einem Array werden die Vorteile eines großen
Sichtfelds und eines hohen Signal-zu-Rauschverhältnisses
in Deckung gebracht. Die Einzelspulen weisen eine einfache geometrische und
flächige Struktur, zum Beispiel als Schleifen- oder Ringspule
auf. Die gegenseitige Beeinflussung benachbarter Spulen wird unter
anderem durch die teilweise Überlappung nebeneinander liegender Spulen
sehr stark verringert.
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Die
Aufgabe der Erfindung besteht in der Schaffung einer Aufnahmeeinrichtung
der eingangs genannten Art, die insbesondere für Kleinkinder
und Neonaten (Neugeborene) geeignet ist.
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Die
erfindungsgemäße Lösung besteht darin,
dass sie mindestens zwei Anordnungen von teilweise überlappenden
Rechteckspulen aufweist, die gewölbt sind und von denen
mindestens eine flexibel ist.
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Dabei
ist insbesondere eine der Anordnungen von Rechteckspulen an einem
Spulenträger angebracht, der als leicht gewölbte
Patientenliege ausgebildet ist, während die andere Anordnung
von Rechteckspulen an einem Spulenträger angebracht ist,
der als insbesondere gepolstertes Element an den Körper
des Patienten angepasst werden kann. Das als Patientenliege ausgebildete
Unterteil berücksichtigt die gewünschte Bildgebung
der Wirbelsäule vom Nackenbereich bis mindestens hinunter
zum Steiß. Die Längsachse der Patientenliege entspricht dabei
der z-Achse und der Ausrichtung des Hauptmagnetfeldes B0 im
MRT.
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Der
flexible andere Spulenträger, das Oberteil, kann auf die
zu untersuchenden Regionen – den Thorax bzw. Abdomen/Becken
des Patienten – gelegt werden. Durch den flexiblen, in
der xy-Ebene biegsamen, als Kissen gepolsterten Aufbau kann die Kontur
in vorteilhafter Weise an den Patienten angepasst und gegebenenfalls
in z-Richtung in das gewünschte Sichtfeld verschoben werden.
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Durch
die kompakte Bauart der Spulenträger und der Spulen wird
die Möglichkeit geschaffen, die Anordnung in einem MR-kompatiblen
Inkubator zu verwenden.
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Bei
einer vorteilhaften Ausführungsform sind an mindestens
einem Spulenträger, insbesondere an dem als Liege ausgebildeten,
mehr als eine Anordnung von Rechteckspulen vorgesehen.
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Um
die Kopplungskapazität der Kopplung benachbarter MR-Spulen
zu verringern, ist vorteilhafterweise vorgesehen, dass im Bereich
der Überschneidung der Leiterbahnen der Spulen diese wesentlich
schmäler als im übrigen Teil der Spulenausgebildet
sind und sich unter 45° schneiden. Bei einer vorteilhaften
Ausführungsform sind benachbarte Spulen abwechselnd auf
der Vorderseite und der Rückseite einer gedruckten Schaltung
vorgesehen.
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Vorteilhafterweise
sind Vorverstärker für die Spulen jeweils im Innenraum
der Spulen vorgesehen. Die platzsparende Positionierung der Vorverstärker
auf der Innenfläche der Spulen bringt neben einem kompakten
Aufbau der Spule den Vorteil einer sehr kurzen Zuleitung für
das zu verstärkende Signal pro Kanal.
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Vorteilhafterweise
sind Vorverstärker von jeweils zwei benachbarten Spulen
paarweise im Innenraum jeder zweiten Spule vorgesehen, wobei der
Innenraum jeder anderen zweiten Spule transparent oder aufgrund
einer entsprechenden Ausnehmung des Spulenträgers luftdurchlässig
ist, um z. B. Atmung zu erleichtern.
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Vorteilhafterweise
sind Einrichtungen zum Verstimmen der Resonanzfrequenz einzelner
Spulen vorgesehen. Dadurch kann erreicht werden, dass die Spule
während der Sendephase des MTR nicht zur Resonanz angeregt
wird.
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Vorteilhafterweise
weisen die Spulen eine Überstromsicherung, insbesondere
eine Schmelzsicherung auf. Diese Sicherung schützt im Fehlerfall – z.
B. bei sehr starkem Stromanstieg im Leiter der Spulen, verursacht
durch eine (unbeabsichtigt) unverstimmte Spule während
der Sendephase des MRT – den Patienten vor Verbrennungen.
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Vorteilhafterweise
sind Mantelwellensperren vorgesehen, durch die Signale unterdrückt
werden, die durch in der Sendephase erzeugte Wirbelströme in
Zuleitungsabschirmungen erzeugt werden.
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Die
Erfindung wird im Folgenden anhand einer vorteilhaften Ausführungsform
unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beispielsweise beschrieben.
Es zeigen:
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1a eine
erfindungsgemäße Anordnung in geöffneter
Stellung;
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1b die
Anordnung der 1b in Betriebstellung;
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2a die
Topologie einer als Oberteil konfigurierten Spulenanordnung mit
N × n = 1 × 4 = 4 Spulen, also somit vier Kanälen;
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2b die
Topologie einer als Unterteil konfigurierten Spulenanordnung mit
N × n = 2 × 4 = 8 Spulen, also somit acht Kanälen;
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3 eine
Detaildarstellung der Überlappung der Leiterbahnen der
Spulen;
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4 die
Kombination zweier Verstärkerplatinen zu einer gemeinsamen
Doppelverstärkerplatine unter Nutzung der um 180° zueinander
gedrehten Spulen;
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5 eine
exemplarische Ringantenne mit nachgeschalteter Verstärkerschaltung;
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6 eine
Darstellung einer Mantelwellensperre;
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7 eine
schaltungstechnische Umsetzung des Blockdiagramms aus 5;
und
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8 den
Frequenzgang des HF-Sperrfilters (7.1) aus 7.
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1a und 1b zeigen
das Grundkonzept der Erfindung. Die mehrkanalige Körperspule bzw.
ihr Spulenträger ist unterteilt in ein Oberteil (1a.1),
welches auf die zu untersuchenden Regionen – den Thorax
bzw. Abdomen/Becken des Patienten (1b.1) – gelegt
wird. Durch den flexiblen, in der xy-Ebene biegsamen, als Kissen
gepolsterten Aufbau kann die Kontur in vorteilhafter Weise an den
Patienten angepasst und gegebenenfalls in z-Richtung in das gewünschte
Sichtfeld verschoben werden.
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Das
Unterteil (1a.2) ist zugleich als in der xy-Ebene leicht
gewölbte Patientenliegefläche geformt, was den
Einsatz im MR-Inkubator begünstigt. Die Geometrie des Unterteils
berücksichtigt die gewünschte Bildgebung der Wirbelsäule
vom Nackenbereich bis mindestens hinunter zum Steiß. Zu
beachten ist, dass die z-Achse auch die Ausrichtung des Hauptmagnetfeldes
B0 im MRT darstellt.
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Man
sieht also deutlich die Träger der beiden Teilspulen der
mehrkanaligen Körperspule, nämlich das flexible
Oberteil (1a.1) und das starre Unterteil (1a.2),
das zugleich die Patientenliegefläche darstellt. In den 1a und 1b wird
auch ein Koordinatensystem zur weiteren Bezugnahme festgelegt.
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2a und 2b zeigen
die Array-Geometrien der Spulen, aus denen die beiden Spulenanordnungen
aufgebaut sind. Die hell eingezeichneten Spulen sind auf der oberen
Platinenseite aufgedruckt, entsprechend die dunkel Eingezeichneten
auf der unteren Seite der Platine, auf der sie angeordnet sind.
Kennzeichnend ist, dass die gleiche Geometrie für alle
Spulenanordnungen verwendet wird. Das bedeutet für die
Anwendung bei Neonaten eine Breite d = 50 mm in x-Richtung und eine
Länge l = 125 mm in z-Richtung. Die Breite der Leiterbahnen
beträgt überwiegend 5 mm. Für das flexible
Oberteil stellt sich der Aufbau gemäß 2a dar.
Die Spulenanordnung besteht aus vier sich in x-Richtung überlappenden
Spulen 1 bis 4.
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Jede
Spule stellt für sich eine Leiterschleife mit einer durch
deren Geometrie vorgegebenen Eigeninduktivität LA dar.
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Bringt
man zwei solcher Leiterschleifen in räumliche Nähe,
so werden diese beiden Schleifen gegenseitig über die Gegeninduktivität
M koppeln. Ferner wirken die sich überschneidenden Leiterbahnen
von Vor- und Rückseite der gedruckten Schaltung aufgrund
der gegenüberliegenden Schnittflächen als Kopplungskapazität
C aus. Beide Kopplungsarten sind unerwünscht, da die Bildrekonstruktion
im MRT-System (Bildrechner) von entkoppelten Einzelsignalen der
Ringantennen ausgeht. Jede elektromagnetische Kopplung benachbarter
Ringantennen würde das Rauschen im Bildbereich in erheblichem
Maße erhöhen (
US
4 825 162 ). Die Gegeninduktivität M lässt
sich durch Überlappen der Spulen minimieren. Bei gegebener
Breite D und Überlappung δ ist (für das
Optimum M → 0) das Verhältnis δ/D = 0,14
(für quadratische Leiterschleifen) bekannt. Für die
oben definierte Geometrie wurde δ/D = 0,21 experimentell
ermittelt.
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Die
Kopplungskapazität C wird drastisch reduziert durch eine
lokale Verjüngung der Leiterbahn (hier: von 5 mm auf 1
mm) im Bereich der Überschneidung. Zusätzlich
können durch 90° Ausrichtung der Leiterbahnen
die sich überschneidenden Flächensegmente auf
letztendlich A = 1 mm2 verringert werden.
Dies wirkt sich wegen C ~ A sehr vorteilhaft auf die Minimierung
der kapazitiven Kopplung aus.
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3 stellt
diese Verhältnisse im Detail dar, nämlich die
Details in den Bereichen der Überlappung δ und Überschneidungs fläche
A zweier benachbarter Spulen. Die hell eingezeichneten Leiterbahnsegmente
sind auf der oberen Platinenseite aufgedruckt, entsprechend die
dunkel eingezeichneten auf der unteren Seite der Platine.
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2b zeigt
den Aufbau der unteren, starren Anordnung von Spulen 5 bis 12.
Hier wird das Teilarray aus 2a zweimal – jeweils
in z-Richtung versetzt – verwendet. Die induktive Kopplung
zwischen den beiden Teilarrays kann vernachlässigt werden, da
die zur Kopplung beitragenden, gegenüberliegenden Leiterbahnsegmente
kurz sind und einen ausreichenden Abstand zueinander aufweisen.
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4 stellt
dar, wie das von den Spulen (4.1) bzw. (4.2) jeweils
empfangene Signal über den symmetrischen Anschluss (4.4)
resp. (4.5) in die gemeinsame Doppelvorverstärkerplatine
(4.3) eingespeist wird. Diese Platine weist einen punktsymmetrischen Aufbau
hinsichtlich der Komponenten wie die Vorverstärker (4.6)
resp. (4.7) und Mantelwellensperren (4.8) resp.
(4.9) auf.
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Die
Zuleitungen (DC und RX aus 5) werden
an den beiden kurzen Seiten der Platine (4.3) angebunden.
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Die
paarweise Kombination der Vorverstärkerplatinen ist vorteilhaft,
da die nunmehr freie Innenfläche der Ringantenne (4.2)
ausgeschnitten werden kann und somit ein licht- und luftdurchlässiges
Fenster zum Patienten geschaffen wird.
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In
5 ist
der Aufbau eines Kanals der Vorverstärkerplatine auf der
Ebene von Funktionsblöcken dargestellt. Das letztlich an
den MRT gehende Empfangssignal ist RX; mit dem vom MRT kommenden
Steuersignal DC kann die Spule gezielt verstimmt und somit abgeschaltet
werden. Die Spule (
5.1) wird ergänzt um einen
Abstimmkreis (
5.2), der im einfachsten Fall mit einem Kondensator
C
A realisiert wird. Dieser bildet in Reihe
zu den beiden in Reihe geschalteten Kondensatoren im Symmetrierkreis (
5.3)
C
S den kapazitiven Anteil zum induktiv geprägtem
Part L
A der Leiterschleife der Spule. Die
Resonanzfrequenz lässt sich somit wie folgt darstellen:
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In
der Praxis werden die CS fest gewählt
und die gesamte Spule mittels CA durch Justierung
oder gezielter Wertauswahl auf die Resonanzfrequenz eingestellt.
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Die
Schmelzsicherung (5.8) schützt im Fehlerfall – z.
B. bei sehr starkem Stromanstieg im Leiter der Spule verursacht
durch eine (unbeabsichtigt) unverstimmte Antenne während
der Sendephase des MRT – den Patienten vor Verbrennungen.
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Das
an der Spule anliegende symmetrische Signal wird mittels des Symmetrierkreises
(5.3) asymmetrisch d. h. auf Masse bezogen ausgekoppelt.
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Dieses
Signal wird in den Vorverstärker (5.6) gespeist,
allerdings über einen in dessen Eingangspfad liegenden
Entkopplungskreis (5.5). Dies ist im einfachsten Fall eine
kapazitive Komponente –j/ωC, mit der die die kopplungswirksame
Komponente +jωM' (verursacht durch die restliche Wechselwirkung
M' zwischen benachbarten Ringantennen) vollständig kompensiert
wird.
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Um
dies zu erreichen ist eine möglichst niedrige Eingangsimpedanz
Z
i des Vorverstärkers (
5.6) notwendig.
Hiermit läge der Ausgang des Entkopplungskreises idealerweise
auf Masse. Dieser Sachverhalt wird ebenfalls in
US 4 825 162 beschrieben.
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Der
Vorverstärker selbst ist eine modulare Komponente mit einer
festen Spannungsverstärkung v. Diese ist so bemessen, dass
das durch die Antenne empfangene Signal auf den vom MRT-Hersteller spezifizierten
Pegel angehoben wird, z. B. ist v = 30 dB ein typischer Wert.
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Eine
wichtige Eigenschaft des Vorverstärkers ist ein sehr niedriger
Rauschpegel; da dieser Parameter unmittelbar in die Bildqualität
eingeht. Die Ausgangsimpedanz beträgt in den meisten Fällen
Zo = 50 Ohm; in der Regel wird der Vorverstärker
auch mit einer auf diesen Ausgang überlagerten Gleichspannung
versorgt.
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Der
Aufbau der Mantelwellensperre (5.7) wird in 6 dargestellt.
Das vom Vorverstärkerausgang kommende geschirmte Signalkabel
(6.1) wird auf einen toroiden Wickelkörper (6.2)
aus Teflon gewickelt (real ca. 18 Windungen). Somit wird der Schirmmantel
als Induktivität LMWS wirksam.
An den Ein- und Abgangspunkten des Kabels wird der Schirm mit einem
abstimmbaren Kondensator CMWS (6.4)
gebrückt und hiermit über diesen Parallelschwingkreis
ein Sperrfilter für f0 realisiert.
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Dieser
sorgt für eine wirksame Unterdrückung von aufinduzierten,
schädlichen Mantelwellenströmen. Das Signal wird
also über den Innenleiter (6.4) des auf den Toroidkörper
(6.2) gewickelten Koaxialkabels (6.1) geleitet.
An den beiden Endpunkten wird das Schirmgeflecht mit einem verstellbaren
Kondensator (6.3) überbrückt. Hiermit
wird die Sperrfrequenz auf f0 justiert und
damit der Mantelstrom wirkungsvoll unterdrückt, der von
Wirbelströmen verursacht wird, die in der Abschirmung während
der Sendephase durch die eingestrahlte Hochfrequenz erzeugt werden.
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Der
Verstimmkreis (
5.4) wird durch Stromlaufplan
7 näher
erläutert. Ein vom MRT kommender Steuergleichstrom (ca.
100 mA) wird über ein HF-Sperrfilter (
7.1) über
den durch die PIN-Diode (
7.2) und der Verstimminduktivität
(
7.3) gebildeten Strompfad nach Masse geleitet. Die PIN-Diode
stellt in Durchlassrichtung durch deren sehr geringen differentiellen
Innenwiderstand praktisch einen geschlossenen Schalter dar, welcher
die Verstimminduktivität (
7.3) in den Resonanzkreis
der Spule wirken lässt. Somit wird die Resonanzfrequenz
von f
0 nach f
1 verschoben.
Da das MRT System nur Resonanzen und Signale in der Nähe
von f
0 registriert, ist der jeweils auf
f
1 verstimmte Kanal für den MRT
unsichtbar. Wird der Steuerstrom vom MRT auf 0 gesetzt, so wird
die PIN-Diode hochohmig (geöffneter Schalter) und die Verstimminduktivität
aus dem Resonanzkreis herausgenommen. Somit ist wieder f
0 wirksam, und der Kanal ist für
den MRT wieder sichtbar. Die Verstimminduktivität (
7.3)
kann z. B. so ausgelegt werden, dass sie der Induktivität
L
A der Spule entspricht. Im Fall der Verstimmung
beträgt somit die Gesamtinduktivität 2L
A, daraus folgt:
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Die
Verstimmfrequenz f1 ist damit weit genug entfernt
von der eigentlichen MRT-Resonanzfrequenz f0.
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Das
HF-Sperrfilter (7.1) verhindert aus Sicht der Spule den
Kurzschluss der hochfrequenten Signale durch die DC-Quelle vom MRT;
aus Sicht des MRT verhindert (7.1) das Einkoppeln von hochfrequenten
Signalen; dessen Frequenzgang ist in 8 dargestellt.
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Der
Symmetrierkreis (7.4) kann als kapazitiver Spannungsteiler
mit den beiden Kondensatoren CS = 180 pF
gesehen werden, mit einem geerdeten Mittelabgriff. Der untere Abgriff
stellt somit das nun asymmetrische (massebezogene) Ausgangssignal der
ansonsten symmetrischen Spule dar.
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Bei
den in 5 und 7 referenzierten Komponenten
entspricht (5.4) den zusammengefassten Komponenten (7.1)
+ (7.2) + (7.3); (5.2) entspricht (7.6);
(5.3) entspricht (7.4); (5.5) entspricht (7.7);
(5.6) entspricht (7.8) und (5.7) entspricht
(7.9).
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- - US 4825162 [0004, 0033, 0045]
