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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf Magnetresonanzsysteme und
wird unter besonderer Bezugnahme darauf beschrieben. Es ist zu beachten,
dass die Erfindung in Magnetresonanz-Bildgebungssystemen, Magnetresonanz-Spektroskopiesystemen
und allen anderen Arten von Magnetresonanzsystemen Anwendung findet.
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Bei
der Magnetresonanzbildgebung wird ein starkes gleichmäßiges statisches
Magnetfeld B0 erzeugt, oft durch einen supraleitenden
Magnet. Das statische Magnetfeld B0 polarisiert
das magnetische Kernspinsystem eines abzubildenden Objekts. Supraleitende
Magneten sind üblicherweise
auf einen zylindrischen Körper
gewickelt, der in einem ringförmigen
Heliumgefäß montiert
ist, welches zur thermischen Isolation von einem ringförmigen Vakuumgefäß umgeben
ist. Der supraleitende Magnet erzeugt das statische Magnetfeld B0 entlang seiner eigenen Längsachse
und der gemeinsamen Längsachse
der zylindrischen Röhre
des Vakuumgefäßes, die üblicherweise
als z-Achse bezeichnet wird. Alternativ wird das B0-Feld
in einer offenen Region zwischen einem Polpaar erzeugt. Oft wird
ein Rückflusspfad
aus Eisen zwischen den Polen abgesetzt von der offenen Bildgebungsregion
vorgesehen.
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Um
ein Magnetresonanzsignal zu erzeugen, wird das polarisierte Spinsystem
zunächst
durch die Zuführung
eines Magnetresonanzanregungssignals oder Hochfrequenzfeldes B1 senkrecht zur z-Achse angeregt. Dieses
HF-Feld B1 wird typischerweise durch eine
HF-Spule erzeugt, die innerhalb der Röhre eines Röhrenmagneten oder angrenzend
zum Pol eines offenen Magnet angeordnet ist und an diesen angeglichen
ist, um den zur Aufnahme eines Patienten verfügbaren Raum zu maximieren.
Das HF-Magnetfeld wird ein- und
ausgeschaltet, um kurze HF-Impuls zu erzeugen und dadurch die Magnetisierung
im polarisierten Objekt in der Röhre
anzuregen und zu manipulieren. Genauer gesagt kippen die HF-Anregungsimpulse
die Magnetisierung aus der Ausrichtung auf die z-Achse heraus und
bewirken, dass ihr makroskopischer Magnetmomentvektor um die z-Achse
präzediert.
Das präzedierende
Magnetmoment erzeugt seinerseits ein hochfrequentes Magnetresonanzsignal,
das von der HF-Spule in einem Empfangsmodus empfangen wird. Üblicherweise werden
zusätzliche
HF-Impulse zugeführt,
um die Resonanz zu manipulieren und HF- Echosignale mit verstärkter Signalstärke zu bilden,
die von der gleichen HF-Spule oder einer lokalen HF-Spule nahe einer
interessierenden Region empfangen werden.
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Bei
der Magnetresonanzbildgebung ist es vorteilhaft, dass die HF-Spule
eine hohe Empfindlichkeit, einen hohen HF-Leistungswirkungsgrad
und einen hohen Störabstand
aufweist. Außerdem
sollte das erzeugte B1-Magnetfeld gleichmäßig sein.
Die Empfindlichkeit der HF-Spule ist als das Magnetfeld B1 definiert, das durch einen Einheitsstrom
erzeugt wird. Der Störabstand
ist proportional zu der Empfindlichkeit und der Quadratwurzel des
Spulengütefaktors
Q.
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Um
einen Abtastwert räumlich
zu codieren, werden nach der HF-Anregung Magnetfeldgradienten zugeführt. Die
Gradientenmagnetfelder werden typischerweise in Impulsen zugeführt, um
die Magnetfeldgradienten Gx, Gy,
und Gz linear entlang der x-, y- bzw. z-Richtung
oder dem gewählten
Koordinatensystem zu erzeugen. Die Gradientenimpulse werden typischerweise
durch Gradientenmagnetfeldspulen erzeugt, die auch innerhalb der
Röhre eines
Röhrenmagneten
oder angrenzend an die Pole eines offenen Magneten angeordnet sind. Üblicherweise
sind die Gradientenfeldspulen hinter der HF-Spule in der Röhre oder
am Polschuh montiert.
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Eine
Hochfrequenzspule wird auch verwendet, um aus dem Körper des
Patienten austretende Magnetresonanzsignale zu empfangen. Bei diesen Empfangsspulen
kann es sich um lokale Spulen, zum Beispiel für den Empfang von HF-Signalen
vom Kopf eines Patienten, oder um die größeren Ganzkörper-HF-Spulen handeln, die
in der Röhre
oder an den Polschuhen angeordnet sind. Die lokalen Spulen können auch
in einem Sendemodus benutzt werden. Die Empfangsspulen lassen sich
typischerweise in einem Quadraturmodus betreiben. Einige lokale
Spulen umfassen eine Anordnung oder eine andere Vielzahl von HF-Spulen.
Die Signale werden dann durch einen Empfänger, vorzugsweise einen digitalen
Empfänger,
demoduliert.
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Eine
Sequenzsteuerschaltung steuert die Gradientenimpulse und den Sender
so, dass eine Vielzahl von Bildgebungssequenzen erzeugt wird. Für die ausgewählte Sequenz
empfängt
die Empfangsspule im Anschluss an jeden HF-Anregungsimpuls eine
oder mehrere Datenlinien in schneller Folge. Typischerweise werden
vor und während
des Empfangs von Resonanzechos und zwischen den Echos bei Mehrechosequenzen
Gradientenimpulse zugeführt.
Ein Analog/Digital-Umsetzer wandelt jede Datenlinie in ein digitales
Format um. Schließlich werden
die Hochfrequenzsignale demoduliert und von einem Rekonstruktionsprozessor,
der eine zweidimensionale Fourier-Transformation oder einen anderen geeigneten
Rekonstruktionsalgorithmus anwendet, zu einer Bilddarstellung rekonstruiert.
Das Bild kann eine planare Schicht durch den Patienten, eine Anordnung
von parallelen planaren Schichten, ein dreidimensionales Volumen
oder dergleichen darstellen.
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Die
Hochfrequenzspulen in Magnetresonanzsystemen sind im Allgemeinen über Koaxialkabel
mit dem Magnetresonanzsystem und spezieller mit dem HF-Sender und/oder
dem HF-Empfänger des
Magnetresonanzsystems verbunden. Das Koaxialkabel schützt das
System gegen die Aufnahme von externen HF-Signalen, die in der Umgebung
vorhanden sind. Wie bekannt ist, weist das Koaxialkabel eine umgebende
Abschirmung oder einen Masseleiter auf, der durch ein dielektrisches
Material von einem stromführenden
Mittelleiter getrennt ist. Der umgebende Leiter fungiert als Abschirmung,
die die Aufnahme von Fremdfrequenzen durch das Kabel minimiert.
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Obwohl
Koaxialkabel verwendet wird, gibt es immer noch Kopplungsprobleme
bei Resonanzfrequenzen, zum Beispiel 64 MHz bei Wasserstoffdipolen
in einem B0-Feld von 1,5 T. Unter anderem neigt der
Abschirmungsleiter des Koaxialkabels selbst dazu, fremdinduzierte
Ströme
zu führen,
zum Beispiel von Fernsehübertragungen,
Streuoberschwingungen von den Gradientenimpulsoszillatoren und Taktschaltungen
in benachbarten Vorrichtungen und ähnlichem. Der induzierte Strom
wird oft als „Hautstrom" bezeichnet, weil
er auf der Außenseite
des Abschirmungsleiters fließt.
Der HF-Streustrom neigt dazu, aus der Röhre heraus und in andere Schaltungen
zu fließen,
zum Beispiel in Verstärker,
Analog/Digital-Umsetzer, Empfänger,
und Rekonstruktionsprozessor, um Fehler in dem resultierenden Bild
beizusteuern.
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Als
ein Mittel zum Reduzieren des Rauschens und/oder von HF-Streuströmen, die
durch die in das Koaxialkabel induzierten Ströme erzeugt werden, wird eine
Balun-Schaltung (Balance/Unbalance; Symmetrie/Unsymmetrie) verwendet.
Balun-Schaltungen
nach dem Stand der Technik bestehen aus einem Kabel oder Schlauch
(oft in der Größenordnung von
1,0 m), das/der in einen kupfergeschirmten Kasten hinein- und herausgeführt wird.
Die Balun-Schaltung wird auf die interessierende Frequenz abgestimmt,
zum Beispiel mit einem Abstimmkondensator. Balun-Schaltungen nach
dem Stand der Technik sind aus einer Reihe von Gründen problematisch. Erstens
sind Balun-Schaltungen
aufgrund der Verwendung von speziellen nicht-magnetischen Abstimmkondensatoren
teuer. Zweitens sind diese Balun-Schaltungen unzugänglich und
versiegelt, so dass keine Abstimmung auf andere Spulenanordnungen
oder Frequenzen möglich
ist. Drittens nehmen diese Balun-Schaltungen viel Platz ein. Bei
Magnetresonanzscannern ist der verfügbare Platz äußerst begrenzt.
Bei Röhrenmagneten
muss zwischen der Forderung zur Reduzierung des Magnetdurchmessers
zur Senkung der Kosten und der Forderung zur Vergrößerung der
Patientenaufnahmeröhre
abgewogen werden. Bei offenen Magneten muss auf ähnliche Weise zwischen der
Forderung, die Polschuhe näher
zusammenzubringen, und der Forderung, die Patientenröhre zu vergrößern, abgewogen werden.
Hierdurch wird der für
HF-Spulen, Gradientenspulen, Shims, Balun-Schaltungen und andere zugehörige Strukturen
zur Verfügung
stehende Raum eingeschränkt.
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Die
oben genannten Nachteile noch verstärkend, haben Magnetresonanzscanner
mehrere HF-Ausgangskanäle,
zum Beispiel einen Kanal für jeden
Quadraturmodus, Kanäle
für einzelne
Spulen einer Anordnung oder ähnliches.
In jeden Kanal sind ein oder mehrere Balun-Schaltungen aufgenommen. Die
Mehrfachverbindung von parallelen Balun-Schaltungen verringert ihre Wirksamkeit
beim Blockieren von HF-Strom. Außerdem verschärfen sich
die Platzprobleme, wenn mehrere Balun-Schaltungen verwendet werden.
Schließlich
vervielfachen mehrere Balun-Schaltungen die Kosten.
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In
dem Dokument Patent Abstracts von Japan, Band 1998, Veröffentlichungsnummer 10-126196,
wird eine Einkanal-Balun-Schaltung beschrieben, die konzipiert wurde,
um die Abschwächung
von Signalen in einem Normalbetrieb zu reduzieren und die Abschwächung des
Rauschens in einem Gleichtaktbetrieb zu erhöhen.
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Gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Magnetresonanzgerät geschaffen. Es
umfasst einen Hauptmagneten, der ein Hauptmagnetfeld durch eine
Untersuchungsregion erzeugt. Er umfasst weiterhin mindestens eine
HF-Spulenbaugruppe, die an die Untersuchungsregion angrenzend angeordnet
ist, und einen Hochfrequenzsender, der die HF-Spulenbaugruppe ansteuert,
um darin angeordnete Magnetresonanzdipole anzuregen. Mit der HF-Spulenbaugruppe
ist über
abgeschirmte Übertragungskabel
ein Mehrkanalempfänger
verbunden, der Magnetresonanzsignale empfängt und demoduliert. Mit den
abgeschirmten Übertragungskabeln
ist eine Mehrkanal-Balun-Schaltung verbunden, die induzierte HF-Streuströme und Rauschen
am Eindringen in den Empfänger
hindert. Die Mehrkanal-Balun-Schaltung umfasst eine Parallelkombination
von mindestens zwei Spiralspulen aus abgeschirmtem Übertragungskabel,
die in entgegengesetzter Richtung gewickelt sind. Die Balun-Schaltung
umfasst weiterhin mindestens einen Kondensator, der zu den Spiralspulen
parallelgeschaltet ist.
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Gemäß einem
anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren geschaffen,
das HF-Streuströme
daran hindert, in Signalkabeln zu fließen, die HF- Daten eines ausgewählten Frequenzspektrums in
einem Magnetresonanzgerät
führen. Das
Verfahren umfasst das Wickeln von mindestens zwei Spiralspulen aus
abgeschirmtem Übertragungskabel
in entgegengesetzten Richtungen und das Parallelschalten der Spiralspulen.
Die Parallelkombination der Spiralspulen wird anschließend auf
das ausgewählte
HF-Datenfrequenzspektrum
abgestimmt. Die HF-Daten werden dann auf inneren Leitern der beiden
Spiralspulen weitergeleitet, so dass HF-Streuströme auf den äußeren Abschirmungsleitern der
Signalkabel blockiert werden.
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Ein
Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie die Aufrechterhaltung
eines hohen Gütefaktors
ermöglicht.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht in der Kompaktheit
und der möglichen effizienten
Raumnutzung.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass
bei der Balun-Schaltung keine Abschirmung erforderlich ist.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass
sie die Entkopplung vom Sendefeld ermöglicht.
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Noch
ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass
die Balun-Schaltung leicht abgestimmt werden kann, um Spulendifferenzen
zu kompensieren.
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Wege
zur Ausführung
der Erfindung werden im Folgenden anhand von Beispielen unter Bezugnahme
auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben. Es zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung eines Magnetresonanz-Bildgebungsgeräts, in dem die erfindungsgemäße Mehrkanal-Balun-Schaltung
verwendet wird;
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2a eine
schematische Darstellung einer erfindungsgemäßen Mehrkanal-Balun-Schaltung;
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2b eine
schematische Darstellung einer Vierkanal-Balun-Schaltung gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung; und
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die 3a und 3b schematische
Darstellungen von alternativen Wicklungsmustern für eine erfindungsgemäße Mehrkanal-Balun-Schaltung.
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Bezug
nehmend auf 1 steuert eine Hauptmagnetfeldsteuerung 10 supraleitende
oder widerstandsbehaftete Magneten 12 auf derartige Weise,
dass ein im Wesentlichen gleichförmiges, zeitlich
konstantes Hauptmagnetfeld entlang einer z-Achse durch eine Untersuchungsregion 14 erzeugt wird.
Es ist zu beachten, dass, obwohl in 1 ein Röhrenmagnet
dargestellt ist, die vorliegende Erfindung gleichermaßen auf
offene Magnetsysteme anwendbar ist. Eine Magnetresonanzsequenzsteuerung
führt eine
Reihe von Hochfrequenz-(HF-) und Magnetfeldgradientenimpulsen zu,
um Magnetspins zu invertieren oder anzuregen, Magnetresonanz zu induzieren,
Magnetresonanz zu refokussieren, Magnetresonanz zu manipulieren,
die Magnetresonanz räumlich
oder anderweitig zu codieren, Spins zu sättigen und dergleichen, um
Magnetresonanzbildgebungs- und Spektroskopiesequenzen zu erzeugen. Genauer
gesagt führen
Gradientenimpulsverstärker 20 ausgewählten oder
Paaren von Ganzkörpergradientenspulen 22 Stromimpulse
zu, um Magnetfeldgradienten entlang der x-, y- und z-Achse der Untersuchungsregion 14 zu
schaffen. Ein digitaler Hochfrequenzsender 24 sendet Hochfrequenzimpulse
oder Impulspakete an eine Ganzkörper-Quadratur-HF-Spule 26,
um HF-Impulse in die Untersuchungsregion auszusenden. Ein typischer
Hochfrequenzimpuls besteht aus einem Paket von unmittelbar aneinander
angrenzenden Impulssegmenten von kurzer Dauer, die mit einander
und mit beliebigen zugeführten
Gradienten eine ausgewählte
Magnetresonanzmanipulation erreichen. Die HF-Impulse werden verwendet,
um in ausgewählten
Bereichen der Untersuchungsregion zu sättigen, Resonanz anzuregen, Magnetisierung
zu invertieren, Resonanz zu refokussieren oder Resonanz zu manipulieren.
Bei Ganzkörperanwendungen
werden die Resonanzsignale üblicherweise
in Quadratur durch die Ganzkörper-HF-Spule 26 aufgenommen.
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Zum
Erzeugen von Bildern einer begrenzten Region des Objekts werden üblicherweise
lokale Spulen angrenzend an die ausgewählte Region angeordnet. Zum
Beispiel wird eine einsetzbare Kopfspule 30 eingesetzt,
die eine ausgewählte
Gehirnregion am Isozentrum der Röhre
umgibt. Die einsetzbare Kopfspule umfasst vorzugsweise lokale Gradientenspulen 32,
die Stromimpulse von den Gradientenverstärkern 20 empfangen,
um Magnetfeldgradienten entlang der x-, y- und z-Achse in der Untersuchungsregion
innerhalb der Kopfspule zu erzeugen. Eine lokale Quadratur-HF-Spule 34 dient
zum Anregen von Magnetresonanz und zum Empfangen von aus dem Kopf
des Patienten austretenden Magnetresonanzsignalen. Alternativ kann
eine rein für
den Empfang vorgesehene lokale Hochfrequenzspule für den Quadraturempfang
von durch Körperspulen-HF-Übertragungen
eingeführten
Resonanzsignalen verwendet werden. Ein HF-Schirm 36 schirmt
die HF-Signale von der HF-Kopfspule ab, damit keine Ströme in die
Gradientenspulen und die umgebenden Strukturen induziert werden.
Die resultierenden Hochfrequenzsignale werden durch die Ganzkörper-HF-Spule 26,
die lokale HF-Spule 34 oder andere spezialisierte HF-Spulen
in Quadratur aufgenommen und durch einen Empfänger 38, vorzugsweise
einen digitalen Empfänger,
demoduliert.
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Ein
Sequenzsteuerungsprozessor 40 steuert die Gradientenimpulsverstärker 20 und
den Sender 24, um eine beliebige von einer Vielzahl von
Magnetresonanzbildgebungs- und Spektroskopiesequenzen zu erzeugen,
zum Beispiel Echoplanarbildgebung, Echovolumenbildgebung, Gradienten-
und Spinechobildgebung, Fast-Spinechobildgebung und dergleichen.
Für die
ausgewählte
Sequenz empfängt der
Empfänger 38 im
Anschluss an jeden HF-Anregungsimpuls eine Vielzahl von Datenlinien
in schneller Folge. Ein Analog/Digital-Umsetzer 42 wandelt jede
Datenlinie in ein digitales Format um. Der Analog/Digital-Umsetzer 42 ist
bei digitalen Empfängern zwischen
der Hochfrequenz-Empfangsspule
und dem Empfänger 38 angeordnet
und bei analogen Empfängern
stromabwärts
(wie abgebildet) vom Empfänger.
Letztendlich werden die empfangenen Hochfrequenzsignale demoduliert
und durch einen Rekonstruktionsprozessor 50, der eine zweidimensionale
Fourier-Transformation oder einen anderen geeigneten Rekonstruktionsalgorithmus
anwendet, zu einer Bilddarstellung rekonstruiert. Das Bild kann eine
planare Schicht durch den Patienten darstellen, eine Anordnung von
parallelen Schichten, ein dreidimensionales Volumen oder dergleichen.
Das Bild wird dann in einem Bildspeicher 52 gespeichert,
von wo es durch eine Anzeigevorrichtung, zum Beispiel einen Videomonitor 54,
abgerufen werden kann, der eine von Menschen lesbare Anzeige des
resultierenden Bildes liefert.
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Weiterhin
Bezug nehmend auf 1 sind die Hochfrequenzspulen 26, 34 in
dem Magnetresonanzbildgebungssystem über HF-Leitungen oder Kabel 60 mit
dem HF-Sender 24 und/oder
dem HF-Empfänger 38 verbunden.
Vorzugsweise sind die HF-Leitungen 60 Koaxialkabel.
Ein derartiges Koaxialkabel schützt
das System gegen die Aufnahme von externen HF-Signalen und Rauschen,
das in der Umgebung vorhanden ist.
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Typischerweise
verfügt
das Koaxialkabel über
einen geflochtenen, schlauchförmigen
Leiter, der durch ein dielektrisches Material von einem stromführenden
Mittelleiter getrennt ist. Der schlauchförmige Außenleiter ist geerdet, um als Schirmung
zu dienen, die die Aufnahme von Fremdfrequenzen durch den Mittelleiter
minimiert.
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Obwohl
Koaxialkabel verwendet wird, treten bei den mit der Magnetresonanzbildgebung
und -spektroskopie verbundenen hohen Frequenzen immer noch Kopplungsprobleme
auf. Unter anderem neigt das Geflecht des Koaxialkabels selbst dazu, fremdinduzierte
Ströme
oder „Hautströme" zu führen. Der
HF-Streustrom neigt dazu, entlang des Kabels aus der Röhre heraus
und in andere Schaltungen des Magnetresonanzgeräts zu fließen.
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In
jede HF-Leitung 60 ist an der Stelle, an der sie das HF-Magnetfeld
verlässt,
eine Mehrkanal-Balun-Schaltung 70 aufgenommen, um zu verhindern, dass
HF-Streuströme aus der
Röhre herausfließen. Die
Mehrkanal-Balun-Schaltung 70 blockiert HF-Streuströme in jeder
der HF-Leitungen 60. Wie in 1 dargestellt,
ist die Mehrkanal-Balun-Schaltung 70 in
jede HF-Leitung 60 an einer Stelle aufgenommen, an der
die Leitung das HF-Magnetfeld verlässt, zwischen der HF-Spulenbaugruppe 26 und
dem Empfänger 38.
Optional werden zusätzliche
Balun-Schaltungen an der HF-Spulenbaugruppe 26, 34 aufgenommen,
und zwar gerade außerhalb
der Röhre
des Magnetresonanzbildgebungsgeräts,
kurz vor dem Empfänger 38 und
in Intervallen zwischen der Röhre
und dem Empfänger 38.
Vorzugsweise ist nur eine Mehrkanal-Balun-Schaltung 70 in
die HF-Leitungen 60 angrenzend an den Rand des HF-Magnetfelds
aufgenommen. Durch die Aufnahme von mehreren Mehrkanal-Balun-Schaltungen
zwischen der HF-Spulenbaugruppe und dem Empfänger 38 werden HF-Streuströme beim
Empfang gefiltert, ohne dass sie sich ansammeln und miteinander
in Wechselwirkung treten können.
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Bezug
nehmend auf 2a und weiterhin Bezug nehmend
auf 1 umfasst eine Zweikanal-Balun-Schaltung 72 zwei
Spiralspulen L10, L12 aus geschirmtem Übertragungskabel, die parallel
geschaltet sind. Die Spiralspulen sind in entgegengesetzten Richtungen
gewickelt und verfügen über die gleiche
Anzahl von Wicklungen, wobei zum Beispiel die erste Spiralspule
L10 rechtsherum und die zweite Spiralspule L12 linksherum gewickelt
wurde. Vorzugsweise sind die Spiralspulen L10, L12 Solenoidinduktoren,
die aus halbstarrem Koaxialkabel gewickelt sind. Alternativ können die
Spiralspulen aus Triaxialkabel oder Twinaxialkabel gewickelt sein.
Das Wickeln der Spiralspulen L10, L12 in entgegengesetzten Richtungen
und ihre Anordnung nebeneinander in Parallelschaltung bewirkt, dass
sich die induzierten Spannungen von den externen HF-Feldern gegenseitig
aufheben, vorausgesetzt, die Spiralspulen L10, L12 haben die gleichen
oder ähnliche
Abmessungen und Geometrien. Dieser Vorteil verringert die Notwendigkeit
einer Kupferfolienabschirmung. Auf diese Weise wird ein höherer Q-Wert
aufrechterhalten.
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Bei
der Zweikanal-Balun-Schaltung 72 ist ein Kondensator C10
parallel zu der Kombination aus der ersten und der zweiten Spiralspule
L10, L12 geschaltet. Der Kondensator C10 wird benutzt, um das parallele
Netzwerk der Induktoren L10, L12 auf die Arbeitsfrequenz des Systems
abzustimmen. Vorzugsweise wird der Abstimmkondensator C10 symmetrisch
zwischen den beiden Koaxial-Induktoren L10, L12 angeordnet, weil
das externe HF-Feld in der Mitte der beiden Koaxial-Induktoren L10,
L12 aufgehoben wird. Zusätzlich
zu dem oben genannten Abstimmkondensator C10 wird ein Feinabstimmkondensator
C12 in dem Mehrkanalspulenstecker 86 angebracht, wie in 2a dargestellt.
Jede Mehrkanal-Balun-Schaltung 72 enthält einen zusätzlichen Dummykonnektor 86,
der mit einem geraden Draht oder einem geraden Stück Koaxialkabel 88 verbunden
ist. Der Feinabstimmkondensator C12 ermöglicht das externe Abstimmen
der Balun-Schaltung für jede
Art von Spule, die in dem System verwendet werden kann. Der Abgleichkondensator
C12 ist ein Kondensator mit kleinem Wert und hoher Spannung, der
für jeden
Spulentyp vorgewählt
wird. Die in 2a dargestellte Konfiguration
hat den doppelten Vorteil, dass einerseits eine Modenaufteilung
durch die gegenseitige Kopplung der Induktoren vermieden wird und
dass andererseits induzierte Spannungen in den Induktoren durch
die Kopplung mit dem B1-Feld vermieden werden.
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Diese
Konstruktion ermöglicht
die eng gepackte Anordnung mehrerer Balun-Schaltungen auf einer
einzelnen Leiterplatte. Die Zweikanal-Balun-Schaltung 72 verfügt über Koaxialkabelkonnektoren 74, 76, 78, 80,
die für
eine einfache mechanische Schnittstelle zu dem Koaxialkabel der
HF-Leitungen 60 sorgen. Es gibt einen Eingangskonnektor
und einen Ausgangskonnektor für
jeden Kanal des Magnetresonanzbildgebungsgeräts.
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Bezug
nehmend auf 2b hat die in 1 dargestellte
Magnetresonanzbildgebungsmaschine vier HF-Eingangskanäle. Die
einzelne Balun-Schaltung 70 umfasst eine Parallelkombination
aus vier Induktoren L14, L16, L18, L20, die aus halbstarrem Koaxialkabel
gewickelt sind. Die Induktoren L14–L20 sind in abwechselnden
Richtungen gewickelt, so dass das Gesamt-HF-Feld wie bei der Zweikanal-Balun-Schaltung 72 aus 2a aufgehoben
wird. Um die vier Induktoren L14, L16, L18, L20, die parallelgeschaltet
sind, um wie ein einziger Induktor zu funktionieren, abzustimmen,
ist eine symmetrische Anordnung aus Abstimmkondensatoren C16, C18
parallel zu den Induktoren L14, L16, L18, L20 geschaltet, zusammen
mit einem entsprechenden Abgleichkondensator C22, der an dem Spulenstecker 90 angebracht
ist, wie in 2b dargestellt. Alternativ kann ein
einzelner Kondensator parallel zu den Induktoren L14, L16, L18,
L20 geschaltet und zusammen mit einem entsprechenden Abgleichkondensator
zwischen den Induktoren L14, L16, L18, L20 angeordnet werden.
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Bezug
nehmend auf die 3a und 3b und
weiterhin Bezug nehmend auf 2b sind
Seitenansichten von Vierkanal-Balun-Schaltungen mit abwechselnden Wicklungsmustern
dargestellt. Beide Muster bewirken eine Aufhebung der externen HF-Felder der Spulen.
In 3a sind die vier Spulen L14, L16, L18, L20 mit
dem folgenden Muster gewickelt: im Uhrzeigersinn, gegen den Uhrzeigersinn,
im Uhrzeigersinn, gegen den Uhrzeigersinn. In 3b sind
die vier Spulen L14, L16, L18, L20 mit dem folgenden Muster gewickelt:
im Uhrzeigersinn, gegen den Uhrzeigersinn, gegen den Uhrzeigersinn,
im Uhrzeigersinn. Die Balun-Schaltung 70 kann analog auf
6, 8, ..., 2N Kanäle
erweitert werden.
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In
einer alternativen Ausführungsform
ist eine Mehrkanal-Balun-Schaltung für eine ungerade Anzahl von
Kanälen
konstruiert. Es können
zwei Verfahren genutzt werden, um eine Balun-Schaltung mit gerader
Kanalzahl an ein Magnetresonanzsystem mit einer ungeraden Anzahl
von Kanälen
anzupassen. Erstens kann eine Dummywicklung verwendet werden. In
diesem Fall ist die unbenutzte Wicklung vorzugsweise ein Vollleiter,
aber das gleiche Koaxialkabel wie bei den anderen Spulen kommt ebenfalls
in Betracht. Alternativ kann eine Balun-Schaltung für eine ungerade
Anzahl von Kanälen
größer als
2 hergestellt werden, indem Wicklungen unterschiedlicher Größe verwendet
werden, um den Kopplungsfluss vom externen Feld auszugleichen.
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Auf
diese Weise können
zwei oder mehr Kanäle
durch eine Balun-Schaltung gehandhabt werden, die in enger Packung
auf einer einzelnen Leiterplatte angeordnet ist, welche nahezu die
Größe einer Einzel-Balun-Schaltung
nach dem Stand der Technik hat. Darüber hinaus kann die Mehrkanal-Balun-Schaltung
unter Aufrechterhaltung eines relativ hohen Q-Faktors für eine Vielzahl
von Kanälen
verwendet werden. Durch das Weglassen einer externen Abschirmung
wird ein relativ hoher Q-Faktor aufrechterhalten. Außerdem kann
die Mehrkanal-Balun-Schaltung problemlos extern abgestimmt werden.
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Text in der Zeichnung
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1
- Magnetic
field control
- Magnetfeldsteuerung
- Sequence
control
- Sequenzsteuerung
- Gradient
amplifiers
- Gradientenverstärker
- transmitter
- Sender
- receiver
- Empfänger
- A/D
- Analog/Digital-Umsetzer
- 2D
Fourier Transform
- 2D-Fourier-Transformation
- Image
memory
- Bildspeicher