專利名稱：用于磁共振系統(tǒng)的傳輸線的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及磁共振(MR)場(chǎng)，尤其涉及在射頻(RF)場(chǎng)存在下的電流 傳輸。
背景技術(shù)：
國(guó)際專利申請(qǐng)WO 2006/003566 Al討論了尤其用于將電設(shè)備(例如MR 成像系統(tǒng)的輔助設(shè)備)連接到連接單元(例如電源或控制單元)的傳輸線。 該傳輸線也適用于將植入物尤其與長(zhǎng)導(dǎo)體或電極(例如心臟起搏器或人工 神經(jīng))相連接以用于向MR兼容的IVUS (血管內(nèi)超聲)設(shè)備的前置放大器 供電、在MR圖像生成期間跟蹤導(dǎo)管或?qū)Ыz以及其他需要在被引導(dǎo)通過(guò)RF 場(chǎng)(例如由MR成像系統(tǒng)所產(chǎn)生)時(shí)是安全的傳輸線的應(yīng)用。該傳輸線包 括至少一個(gè)變壓器，該變壓器用于耦合傳輸線的至少兩個(gè)引線節(jié)段并且用 于當(dāng)被引導(dǎo)通過(guò)RF場(chǎng)時(shí)提供該線的安全性，其中以至少一種在基板上的金 屬結(jié)構(gòu)的形式提供該引線節(jié)段和域變壓器。該傳輸線可用于在MR引導(dǎo)下 執(zhí)行的心臟介入手術(shù)中使用的電生理學(xué)導(dǎo)管。

發(fā)明內(nèi)容
心臟介入期間，導(dǎo)管通常必須提供三種需要信號(hào)傳輸?shù)幕竟δ芾L
制心內(nèi)心電圖(ECG)信號(hào)、傳輸用于心臟起搏的DC起搏信號(hào)和供應(yīng)用于 RF組織消融的DC功率。使用MR作為用于引導(dǎo)導(dǎo)管介入的成像模態(tài)對(duì)于 所用裝置施加了限制，這是由于MR系統(tǒng)內(nèi)的導(dǎo)電結(jié)構(gòu)(如長(zhǎng)金屬線或線 纜)易受RF加熱的影響，尤其是在該導(dǎo)電結(jié)構(gòu)的尖端處。就主動(dòng)導(dǎo)管跟蹤 而言，對(duì)于高頻信號(hào)的傳輸，如在上面引用的國(guó)際專利申請(qǐng)WO 2006/003566 Al中所解釋的，可以通過(guò)使用基于變壓器的傳輸線來(lái)極大地抑制尖端加熱。 可以使用高電阻電線來(lái)使得低頻心內(nèi)ECG信號(hào)的繪制成為MR安全的。然 而，如例如心臟起搏或RF消融所需要的，在RF場(chǎng)存在下提供安全的DC功率傳輸更加困難。因此，采用導(dǎo)線進(jìn)行信號(hào)傳輸?shù)臉?biāo)準(zhǔn)電生理學(xué)導(dǎo)管不
能用于MR環(huán)境。
因此期望具有能夠在RF場(chǎng)存在下將DC信號(hào)安全地傳輸至輔助設(shè)備 (例如介入導(dǎo)管)的尖端的傳輸線纜。
因此，本文公開(kāi)了用于在RF場(chǎng)存在下傳輸DC信號(hào)的導(dǎo)電傳輸線纜。 該傳輸線纜包括由至少第一節(jié)段和第二節(jié)段組成的傳輸線，其中第一節(jié)段 和第二節(jié)段通過(guò)電抗耦合單元彼此電連接。術(shù)語(yǔ)"電抗耦合的"或"電抗 耦合"表示電感耦合、電容耦合或這兩者的組合。因此，電抗耦合單元是 能夠在第一節(jié)段和第二節(jié)段之間建立這種電抗耦合或連接的單元。電抗耦 合單元可以是變壓器或者阻抗單元，例如電容器或電感器。傳輸線通?？?以是同軸線纜，當(dāng)然也可以是成對(duì)線。此后也將這種傳輸線纜稱作安全傳 輸線(STL)。將傳輸線纜配置為接收經(jīng)調(diào)制的DC信號(hào)作為輸入。將與傳 輸線相連接的整流器單元配置為從經(jīng)調(diào)制的DC信號(hào)中提取DC信號(hào)?？蓪?所提取的DC信號(hào)供應(yīng)給電設(shè)備或用于起搏心臟的心臟組織。


以下將通過(guò)參考附圖基于下列實(shí)施例以示例的方式詳細(xì)描述這些及其
他方面，其中
圖1示出如本文所公開(kāi)的傳輸線纜的一個(gè)可能的實(shí)施例； 圖2(a)示出可通過(guò)如本文所公開(kāi)的傳輸線纜傳輸?shù)慕?jīng)振幅調(diào)制的DC信
號(hào)的示例；
圖2(b)示出從經(jīng)振幅調(diào)制的DC信號(hào)中獲得的經(jīng)整流和濾波的DC信
號(hào)；
圖3示出用于介入導(dǎo)管的如本文所公開(kāi)的傳輸線纜連同主動(dòng)跟蹤電路;
以及
圖4示出MR系統(tǒng)，其中本文所公開(kāi)的傳輸線纜可用于安全地傳輸DC 信號(hào)。
相對(duì)應(yīng)的參考數(shù)字在用于各個(gè)附圖時(shí)表示附圖中相對(duì)應(yīng)的元件。
具體實(shí)施例方式
5圖1示出如本文所公開(kāi)的傳輸線纜的可能的實(shí)施例，該傳輸線纜用于
以MR安全的方式將心臟起搏所需的DC功率傳輸至導(dǎo)管的電極E1、E2(或 其他輔助介入設(shè)備)。定位在該傳輸線纜接近電極E1、 E2的端部的整流器 單元101整流經(jīng)振幅調(diào)制的DC信號(hào)(圖2a中的201)并且提取DC信號(hào) (圖2b中的203)。傳輸線纜包括通過(guò)耦合單元(CU) 103彼此電連接的第 一節(jié)段S1和第二節(jié)段S2。為了心臟起搏的目的，DC信號(hào)或脈沖通常持續(xù) 幾毫秒并且導(dǎo)致在傳輸線纜的尖端處的電極E1、 E2之間幾毫安(mA)的 直流。對(duì)于其他應(yīng)用，有可能產(chǎn)生持續(xù)更長(zhǎng)或更短時(shí)間的脈沖。在尖端處 產(chǎn)生的電流將取決于電極E1、 E2之間的電阻。整流器單元101可實(shí)現(xiàn)為與 由電阻器R和電容器C組成的低通濾波(LPF)電路串聯(lián)的二極管(D)。 在一些實(shí)施例中，可能不需要附加電阻作為單獨(dú)的單元，因?yàn)槎O管和傳 輸線的電阻可提供足以實(shí)現(xiàn)所需的低通濾波作用的電阻。整流器單元的其 他實(shí)施也是可能的并且其將與本文所公開(kāi)的傳輸線纜一起工作。
圖2b示出要被供應(yīng)給電極El、 E2的期望的DC電流波形203。如圖 2a所示，將期望的DC電流波形203調(diào)制到RF載波上，這允許DC電流波 形穿過(guò)傳輸線纜傳播。使RF載波的中心頻率遠(yuǎn)離所研究的核素的MR共振 頻率(例如在1.5T對(duì)于& (質(zhì)子)為64 MHz，在3T對(duì)于23Na (鈉)為 34 MHz或在4.5T對(duì)于^為200 MHz,等)，以便防止干擾MR信號(hào)。在 圖2a和2b中，標(biāo)記為"t"的水平軸是時(shí)間軸，而標(biāo)記為"A"的垂直軸 示出信號(hào)的振幅或強(qiáng)度。
經(jīng)振幅調(diào)制的DC信號(hào)201可以通過(guò)傳輸線纜到達(dá)二極管D，在該處其 被整流并通過(guò)該處而至LPF。 LPF電路限定進(jìn)一步傳輸至電極El和E2的 最高頻分量。LPF電路的示例性數(shù)值對(duì)于電阻器R為IOQ而對(duì)于電容C為 10nF，包括0.5Q的串聯(lián)損失。常規(guī)硅二極管可用于二極管D。以此方式有 可能以MR兼容的方式將載有用于心臟起搏或其他目的的功率的DC脈沖 傳輸至電極E1、 E2。
耦合單元103是"電抗"耦合單元，其意義在于它們提供將第一節(jié)段 Sl和第二節(jié)段S2耦合的電感性和/或電容性方法。應(yīng)當(dāng)注意本文所公開(kāi)的 傳輸線纜可以包括多個(gè)這種節(jié)段，使用一個(gè)或多個(gè)電抗耦合單元103來(lái)耦 合每對(duì)節(jié)段。電抗耦合單元可以是基于變壓器的或基于阻抗的。在基于阻抗型的電抗耦合單元中，第一節(jié)段Sl和第二節(jié)段S2利用電 感器或電容器彼此電連接，而在基于變壓器型的電抗耦合單元中，這些節(jié) 段通過(guò)變壓器連接。在兩種情況下，以至少一種在基板上的金屬結(jié)構(gòu)的形 式提供耦合單元(即變壓器或阻抗)和/或傳輸線?；蹇梢允菃螌踊蚨鄬?金屬和介電材料的層壓板，而節(jié)段可以以該基板上和/或內(nèi)的帶狀線的形式 提供。節(jié)段可以包括平行的帶狀線，其可通過(guò)扭轉(zhuǎn)傳輸線而被屏蔽以便至 少基本上避免高凈電壓的感應(yīng)。可以通過(guò)節(jié)段的局部互換實(shí)現(xiàn)屏蔽?？梢?以至少一種電感耦合元件的形式實(shí)現(xiàn)變壓器，例如通過(guò)基板的不同金屬層 上的電感耦合導(dǎo)電回路。用于將節(jié)段與變壓器匹配的匹配網(wǎng)絡(luò)可以至少由 電感器和/或電容器和/或電阻器所組成。電容器、電感器和/或電阻器元件可 以嵌入基板的層結(jié)構(gòu)中。關(guān)于基于變壓器的STL的進(jìn)一步細(xì)節(jié)可見(jiàn)于上面 引用的國(guó)際專利申請(qǐng)WO 2006/003566 Al，而關(guān)于基于阻抗的STL的進(jìn)一 步細(xì)節(jié)可見(jiàn)于國(guó)際專利申請(qǐng)WO 2004/090914 Al。
對(duì)于經(jīng)振幅調(diào)制的DC電流的有效整流，可采用具有快速恢復(fù)時(shí)間的二 極管，例如BAS40型Schottky 二極管(Infinion， 40V， 120mA， 100ps載荷子 壽命)?？纱┻^(guò)端子E1、 E2連接lnF的表面貼裝設(shè)備(SMD)電容器(未 示出)，以使供應(yīng)給心臟起搏設(shè)備或其他DC供電設(shè)備的DC電流平滑。心 臟起搏設(shè)備可以是端子El、 E2或可以是與端子El、 E2連接的另一組電極， 并且進(jìn)而將起搏脈沖供應(yīng)給心臟。
如圖3所示，所提議的理念也可以應(yīng)用于主動(dòng)跟蹤導(dǎo)管。在整流器單 元101中的整流及濾波線路之前，插入由變?nèi)萜鱒、電容C1和跟蹤線圈L 組成的可調(diào)諧振電路。跟蹤線圈L也可用于局部的MR成像。因此，在這 一設(shè)置中，變?nèi)萜鱒允許當(dāng)執(zhí)行成像或?qū)Ч芨檿r(shí)將跟蹤線圈L調(diào)至諧振。 可以使用高電阻電線施加操作變?nèi)萜魉璧碾妷?，這保證了其RF安全性， 即在RF場(chǎng)存在下的安全性。電容Cl避免控制變?nèi)萜鞯腄C電流的短路。 可以調(diào)諧變?nèi)萜饕灾路瓷湓趥鬏斁€中由感應(yīng)RF產(chǎn)生的可以潛在起搏心臟 的脈沖。
變?nèi)萜髟瓌t上是可以由外部電壓調(diào)諧的電容。為了提供跟蹤功能，設(shè) 備中必須有產(chǎn)生跟蹤信號(hào)的諧振電路。這是由電容器C1、 V和電感性L的 組合給出的。可以使用變?nèi)萜鱒調(diào)諧/去調(diào)諧這一諧振器。使用高電阻電線，
7可施加幾伏的電壓來(lái)以RF安全的方式進(jìn)行調(diào)諧。這一電壓可以驅(qū)動(dòng)DC電 流處于正向(至電極)，然后C1阻斷該DC電流。如果隨后將由V、 Cl和 L形成的諧振電流調(diào)諧至用于跟蹤的特定MR共振頻率(例如，'H諧振頻 率)，那么所產(chǎn)生的用于成像的RF脈沖可能在傳輸線纜中感應(yīng)出信號(hào)。由 于可能因這些信號(hào)而產(chǎn)生不想要的患者心臟起搏，因此這些信號(hào)可能是危 險(xiǎn)的。通過(guò)以使V具有高值的方式準(zhǔn)備電路，(由RF成像脈沖在傳輸線纜 中感應(yīng)出的)信號(hào)穿過(guò)V是短路的，因此在不想要的起搏方面沒(méi)有危險(xiǎn)。
使用如本文所公開(kāi)的傳輸線纜將心臟起搏或其他目的所需的DC電流 和電壓傳遞到介入設(shè)備的尖端電極有效地抑制了共模諧振。由于恰恰是共 模諧振與RF電場(chǎng)相互作用而在導(dǎo)線尖端處產(chǎn)生熱量，使用STL因而有效 地降低由傳輸線引起的熱量。另一方面，可以在共振頻率(例如對(duì)于^， 在1.5和3T分別是64或128MHz)周圍幾十MHz的頻率范圍內(nèi)發(fā)射差模 信號(hào)。以此方式，可以選擇充分遠(yuǎn)離MR共振頻率的調(diào)制頻率以便不干擾 跟蹤(MR)信號(hào)。
應(yīng)當(dāng)注意到，STL中存在的變壓器可對(duì)用于主動(dòng)跟蹤的信號(hào)帶來(lái)一些 附加損失。
除了傳輸經(jīng)調(diào)制的DC信號(hào)的能力以外，由于如本文所公開(kāi)的傳輸線的 寬傳輸帶寬，提供多種頻率的非MR信號(hào)的MR兼容的傳輸也是可能的。
所提議的理念并不限于心臟起搏，也可以用于所有需要以RF安全方式 傳輸DC信號(hào)的應(yīng)用，例如導(dǎo)管內(nèi)的DC電源。 一些示例性應(yīng)用包括供電設(shè) 備如壓力傳感器、部分氣壓傳感器、流量傳感器、溫度傳感器等。也可通 過(guò)本文所公開(kāi)的傳輸線纜向如前置放大器的其他電子設(shè)備或其他電子電路 供電。
圖4示出能夠采用(尤其是在MR系統(tǒng)中或附近實(shí)施的介入手術(shù)中) 如本文所公開(kāi)的傳輸線纜的MR系統(tǒng)的可能的實(shí)施例。該MR系統(tǒng)包括一 組主線圈401、連接至梯度驅(qū)動(dòng)單元406的多個(gè)梯度線圈402以及連接至 RF線圈驅(qū)動(dòng)單元407的RF線圈403?？梢砸泽w線圈的形式集成到磁體中 或者可以是分離的表面線圈的RF線圈403的功能還受到接收/發(fā)射(T/R) 開(kāi)關(guān)413的控制。多個(gè)梯度線圈402和RF線圈由電源單元412供電。將輸 送系統(tǒng)404 (例如患者臺(tái))用于將受試者405 (例如患者)定位于MR成像
8系統(tǒng)內(nèi)。控制單元408對(duì)RF線圈403和梯度線圈402進(jìn)行控制。盡管示為 單個(gè)單元，控制單元408也可以實(shí)現(xiàn)為多個(gè)單元?？刂茊卧?08還對(duì)重建 單元409的運(yùn)轉(zhuǎn)進(jìn)行控制?？刂茊卧?08還對(duì)顯示單元410 (例如監(jiān)視屏或 投影儀)、數(shù)據(jù)存儲(chǔ)單元415以及用戶輸入接口單元411 (例如鍵盤(pán)、鼠標(biāo)、 軌跡球等)進(jìn)行控制。
主線圈401生成例如場(chǎng)強(qiáng)為1T、 1.5T或3T的穩(wěn)定且均勻的靜磁場(chǎng)。 也可以在其他場(chǎng)強(qiáng)下采用所公開(kāi)的具有充電電路的RF線圈陣列。以這樣的 方式布置主線圈401，從而使得主線圈401通常圍住隧道形狀的檢查空間， 可以將受試者405引入該檢查空間中。另一常見(jiàn)的配置包括相對(duì)的極面， 空氣間隙位于相對(duì)的極面之間，通過(guò)使用輸送系統(tǒng)404可以將受試者405 引入該空氣間隙中。為了能夠?qū)崿F(xiàn)MR成像，響應(yīng)于梯度驅(qū)動(dòng)單元406所 供應(yīng)的電流而由多個(gè)梯度線圈402生成疊加在靜磁場(chǎng)上的可隨時(shí)間變化的 磁場(chǎng)梯度。適合電子梯度放大電路的電源單元412向多個(gè)梯度線圈402供 應(yīng)電流，結(jié)果生成了梯度脈沖(也稱作梯度脈沖波形)?？刂茊卧?08對(duì)流 過(guò)梯度線圈的電流的特性(特別是其強(qiáng)度、持續(xù)時(shí)間和方向)進(jìn)行控制， 以創(chuàng)建適當(dāng)?shù)奶荻炔ㄐ?。RF線圈403在受試者405中生成RF激勵(lì)脈沖并 且接收由受試者405響應(yīng)于RF激勵(lì)脈沖而生成的MR信號(hào)。RF線圈驅(qū)動(dòng) 單元407向RF線圈403供應(yīng)電流，以發(fā)射RF激勵(lì)脈沖，并且對(duì)RF線圈 403所接收到的MR信號(hào)進(jìn)行放大?？刂茊卧?08經(jīng)由T/R開(kāi)關(guān)413對(duì)RF 線圈403或RF線圈組的發(fā)射和接收功能進(jìn)行控制。T/R開(kāi)關(guān)413設(shè)置有電 子線路，該電子線路在發(fā)射模式和接收模式之間切換RF線圈403，并且保 護(hù)RF線圈403以及其他相關(guān)聯(lián)的電子線路免受穿透或其他過(guò)載等的影響。 所發(fā)射的RF激勵(lì)脈沖的特性(特別是其強(qiáng)度和持續(xù)時(shí)間)受到控制單元 408的控制。
要注意的是，盡管在這一實(shí)施例中，發(fā)射和接收線圈示出為一個(gè)單元， 但是還可能具有分別用于發(fā)射和接收的分離的線圈。還可能具有用于發(fā)射 或接收或者發(fā)射和接收這兩者的多個(gè)RF線圈403。 RF線圈403可以以體 線圈的方式集成到磁體中，或者可以是分離的表面線圈。它們可以具有不 同的幾何形狀，例如鳥(niǎo)籠構(gòu)型或簡(jiǎn)單的閉環(huán)構(gòu)型等?？刂茊卧?08優(yōu)選地 以包括處理器(例如微處理器)的計(jì)算機(jī)的形式。控制單元408經(jīng)由T/R開(kāi)關(guān)413控制RF脈沖激勵(lì)的施加以及包括回波、自由感應(yīng)衰減等的MR信 號(hào)的接收。用戶輸入接口設(shè)備411 (如鍵盤(pán)、鼠標(biāo)、觸摸屏、軌跡球等)使 得操作者能夠與MR系統(tǒng)相交互。
利用RF線圈403接收的MR信號(hào)包含關(guān)于正在進(jìn)行成像的受試者405 的感興趣區(qū)域中的局部自旋密度的實(shí)際信息。所接收的信號(hào)由重建單元409 進(jìn)行重建，并且在顯示單元410上顯示為MR圖像或MR譜?？商娲?， 可能將來(lái)自重建單元409的信號(hào)存儲(chǔ)在存儲(chǔ)單元415中，同時(shí)等待進(jìn)一步 的處理。重建單元409有利地構(gòu)造為數(shù)字圖像處理單元，對(duì)該數(shù)字圖像處 理單元進(jìn)行編程以導(dǎo)出從RF線圈403接收的MR信號(hào)。
包括本文所公開(kāi)的傳輸線纜的介入導(dǎo)管(未示出)可用于當(dāng)受試者定 位于MR系統(tǒng)中時(shí)起搏受試者405的心臟。由于用于經(jīng)振幅調(diào)制的DC信 號(hào)的傳輸?shù)腟TL的使用(圖2b的203)，可以將介入導(dǎo)管尖端處的RF感應(yīng) 的熱量保持為最小。使用整流器單元以從經(jīng)振幅調(diào)制的DC信號(hào)(圖2a的 201)中提取DC信號(hào)(圖2b的203)能夠?qū)崿F(xiàn)通過(guò)STL的DC信號(hào)供應(yīng)。 可以將所提取的DC信號(hào)供應(yīng)給心臟起搏單元以起搏受試者的心臟?；蛘撸?可將所提取的DC信號(hào)供應(yīng)給需要DC功率來(lái)運(yùn)轉(zhuǎn)的設(shè)備。
應(yīng)當(dāng)注意到，上面提到的實(shí)施例圖示說(shuō)明了本發(fā)明而不是限制本發(fā)明， 并且，在不背離所附權(quán)利要求書(shū)的情況下，本領(lǐng)域技術(shù)人員將能夠設(shè)計(jì)許 多可替代的實(shí)施例。在權(quán)利要求書(shū)中，放在括號(hào)中的任何參考標(biāo)記不應(yīng)當(dāng) 被解釋為限審敗利要求。詞語(yǔ)"包括"不排除除權(quán)利要求中列出的那些元 件或步驟之外的元件或步驟的存在。元件前的詞語(yǔ)"一"或"一個(gè)"不排 除多個(gè)這樣的元件的存在。所公開(kāi)的方法可以借助于包括若干不同元件的 硬件以及借助于適當(dāng)編程的計(jì)算機(jī)來(lái)實(shí)現(xiàn)。在列舉了若干裝置的系統(tǒng)權(quán)利 要求中，這些裝置中的若干項(xiàng)可以由計(jì)算機(jī)可讀軟件或硬件的一項(xiàng)和相同 項(xiàng)體現(xiàn)。在相互不同的從屬權(quán)利要求中陳述某些措施的事實(shí)并不指示這些 措施的組合不能被有利地使用。
權(quán)利要求
1、一種用于傳輸DC信號(hào)的導(dǎo)電傳輸線纜，所述傳輸線纜配置為接收經(jīng)調(diào)制的DC信號(hào)，所述傳輸線纜包括包括至少第一節(jié)段(S1)和第二節(jié)段(S2)的傳輸線(STL)，其中，所述第一節(jié)段和所述第二節(jié)段通過(guò)電抗耦合單元(103)彼此電連接；和整流器單元(101)，其連接至所述傳輸線并且配置為從所述經(jīng)調(diào)制的DC信號(hào)(201)中提取所述DC信號(hào)(203)。
2、 如權(quán)利要求l所述的導(dǎo)電傳輸線纜，其中，所述電抗耦合單元是變 壓器。
3、 如權(quán)利要求1所述的導(dǎo)電傳輸線纜，其中，所述電抗耦合單元是電 阻抗。
4、 如權(quán)利要求l所述的導(dǎo)電傳輸線纜，其中，所述節(jié)段和/或所述電抗 耦合單元以至少一種在基板上的金屬結(jié)構(gòu)的形式提供。
5、 一種輔助設(shè)備，諸如介入導(dǎo)管，其包括如權(quán)利要求l所述的導(dǎo)電傳 輸線纜，其中，所述輔助設(shè)備可兼容用于磁共振系統(tǒng)。
6、 如權(quán)利要求5所述的輔助設(shè)備，包括連接到所述傳輸線纜的跟蹤電 路(301)，其中，所述跟蹤電路配置為產(chǎn)生可被所述磁共振系統(tǒng)跟蹤的跟 蹤信號(hào)以確定所述輔助設(shè)備的位置。
7、 如權(quán)利要求5所述的輔助設(shè)備，其中，所述跟蹤電路配置為向在所 述磁共振系統(tǒng)中受檢查的受試者(405)發(fā)射射頻信號(hào)和/或從所述受試者(405)接收磁共振信號(hào)。
8、 一種與如權(quán)利要求1所述的導(dǎo)電傳輸線纜電連接的心臟起搏設(shè)備，其中，所述心臟起搏設(shè)備配置為以所提取的DC信號(hào)操作。
9、 一種包括可再充電的電存儲(chǔ)設(shè)備的電設(shè)備，所述電設(shè)備與如權(quán)利要 求1所述的傳輸線纜電連接，其中，所述可再充電的電存儲(chǔ)設(shè)備配置為向 所述電設(shè)備供電，并且其中，所述可再充電的電存儲(chǔ)設(shè)備配置為使用所提 取的DC信號(hào)進(jìn)行再充電。
10、 如權(quán)利要求l所述的導(dǎo)電傳輸線纜，其中，所述經(jīng)調(diào)制的DC信號(hào) 是經(jīng)振幅調(diào)制的DC信號(hào)。
11、 如權(quán)利要求1所述的導(dǎo)電傳輸線纜，包括配置為調(diào)制射頻載波上 的輸入DC信號(hào)以產(chǎn)生所述經(jīng)調(diào)制的DC信號(hào)的調(diào)制器。
12、 如權(quán)利要求1所述的導(dǎo)電傳輸線纜，包括至少一個(gè)具有至少一個(gè) 電感器和/或電容器和/或電阻器的匹配網(wǎng)絡(luò)，其用于將節(jié)段與電抗耦合單元 相匹配。
13、 如權(quán)利要求1所述的導(dǎo)電傳輸線纜，其中，所述整流器單元包括 至少一個(gè)與所述傳輸線串聯(lián)的二極管(D)和與所述二極管串聯(lián)的低通濾波 器(R， C)。
14、 一種磁共振系統(tǒng)，包括用于傳輸DC信號(hào)的導(dǎo)電傳輸線纜，所述傳 輸線纜配置為接收經(jīng)調(diào)制的DC信號(hào)(201)，所述傳輸線纜包括包括至少第一節(jié)段(Sl)和第二節(jié)段(S2)的傳輸線(STL)，其中， 所述第一節(jié)段和第二節(jié)段通過(guò)電抗耦合單元(103)彼此電連接；和整流器單元(101)，其連接至所述傳輸線并且配置為從所述經(jīng)調(diào)制的 DC信號(hào)(201)中提取所述DC信號(hào)(203)。
全文摘要
本發(fā)明公開(kāi)了一種用于在射頻(FR)場(chǎng)存在下在磁共振(MR)中向電設(shè)備安全地供應(yīng)DC信號(hào)的導(dǎo)電傳輸線纜。所述傳輸線纜包括包括至少第一節(jié)段(S1)和第二節(jié)段(S2)的傳輸線(STL)，其中所述第一節(jié)段和第二節(jié)段通過(guò)電抗耦合單元(103)彼此電連接；和整流器單元(101)，其連接至所述傳輸線并且配置為從所述經(jīng)調(diào)制的DC信號(hào)(201)中提取所述DC信號(hào)(203)?？蓪⑺崛〉腄C信號(hào)供應(yīng)給電設(shè)備或用于心臟起搏。所述傳輸線纜可用于MR環(huán)境下使用的輔助設(shè)備，例如具有或不具有主動(dòng)跟蹤電路(301)的介入導(dǎo)管。
文檔編號(hào)G01R33/28GK101652672SQ200780047175
公開(kāi)日2010年2月17日 申請(qǐng)日期2007年12月20日 優(yōu)先權(quán)日2006年12月22日
發(fā)明者B·戴維, D·維爾茨, O·利普斯, S·克呂格爾, S·魏斯 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司