控制高頻裝置的方法、磁共振斷層造影系統及高頻控制裝置的製作方法

2023-06-22 22:37:06

專利名稱：控制高頻裝置的方法、磁共振斷層造影系統及高頻控制裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種控制用於磁共振斷層造影系統的高頻裝置的方法，以及具有這樣的高頻裝置的磁共振斷層造影系統和用於實施該方法的相應高頻控制裝置。
背景技術：
近年來在醫療領域作為成像方法產生了基於對身體部位中質子的核自旋進行檢查的方法。該方法主要有三個步驟首先在身體周圍產生強穩定均勻磁場並由此產生所涉及身體部位中質子的穩定對齊。然後通過輸入電磁高頻能量來改變該穩定對齊。第三步結束該能量刺激並藉助適當的接收線圈對身體中產生的磁共振信號進行測量，以得出關於該身體部位中組織的結論。用於實施這樣的成像方法的系統也稱為磁共振斷層造影系統或核自旋斷層造影系統。
磁共振斷層造影系統包括多個分別需要採用現代昂貴技術的共同作用的組成部分。本發明也涉及到的磁共振斷層造影系統的中心元件是高頻裝置。該高頻裝置尤其用於產生要射入身體部位的高頻脈衝。
由磁共振斷層造影系統的高頻裝置的高頻功率放大器發出的高頻脈衝通過測量設備導向發送線圈，發送線圈將高頻脈衝射入身體部位。在此「發送線圈」的概念可理解為用其可發射高頻脈衝的任意天線裝置。
隨著磁共振斷層造影系統的開發和建立，為了保證患者的安全而標準化了規定向人體進行高頻輻射的最大值的邊界值。在此典型的邊界值是最大允許SAR值(SAR＝Specific Absorption Rate，具體吸收率)。
為了保持該邊界值利用上述測量設備採集表示由發送線圈發射的高頻脈衝的功率的測量值。基於多個功率測量值構成功率控制值。然後，迄今是將該功率控制值與由標準預先給出的剛性功率邊界值進行比較，該剛性功率邊界值這樣選擇，使其不超過預定的SAR邊界值。然後當控制值超過預定的閾值時，高頻裝置將自動地限制其功能。
這意味著迄今為止最大允許SAR值被換算為最大允許功率，並對該功率邊界值進行監控。但高頻能量對人體或動物體的生理作用除其它外取決於頻率和線圈類型，即取決於線圈是圓極化還是線性極化發送的，或例如其是體線圈還是表面線圈。此外，該作用還取決於線圈在患者身體上的位置。因此對於迄今的監控方法，當作為基礎的參數(例如位置)改變時，必須至少部分地以與實際臨界值巨大的安全距離工作，以保證患者100％的安全。即允許功率邊界值通常遠低於保持最大負載實際所需的值。
通常由於利用低的高頻功率也會得到低的圖像質量，因此期望能減小該過大的安全距離。在此尤其還考慮到，低的圖像質量會最終導致有時圖像無法提供期望的診斷可能性或甚至須重新拍攝圖像，而這又會導致患者負擔的增加。
公知監控方法的另一問題在於，由於斷層造影裝置的尺寸而限制了在測量期間的可視窗口，即所謂的「視野」。為了能夠在測量中拍攝人的全身，須在磁共振測量中使人移動通過磁鐵。也就是使人相對於由發送線圈輻射的高頻場(以下稱為「發送場」)運動。在此要使人的不同身體部位先後受到高頻輻射。因此由高頻裝置輻射的功率將導致不同的具體吸收率，即在測量過程中對於移動的檢查對象來說吸收率不是恆定的，如在迄今的測量方法中的情況那樣，其中使患者在測量期間分別處於特定的相對於高頻天線的位置。同樣，如具體吸收率本身隨檢查對象相對於高頻天線的位置變化一樣，SAR邊界值也隨患者位置而變化。
但在迄今的方法中，在測量期間既不能考慮具體吸收率的當前變化也不能考慮SAR邊界值的當前變化。
為了遵守SAR邊界值而不考慮較大的容差，在DE 101 50 137 A1和DE101 50 138 A1中提出了這樣的方法，其中，在進行測量之前基於患者數據、患者相對於發送天線的位置以及計劃的測量參數來計算當前期望的SAR值。然後必要的話改變參數，直至SAR值處於SAR邊界值之內。在此，通過將當前測量狀況和在資料庫中預先給定的不同測量狀況(針對這些測量狀況存儲了預先計算出的SAR值)進行比較來確定當前SAR值。然後將與當前測量狀況最接近的測量狀況的SAR值當作當前SAR值引入。因此在該方法中要為整個測量預先確定在哪個時刻可以對患者給出何種高頻功率。在這樣的方法中涉及SAR值的控制不是自主的，而是依賴於由預先給定用於測量的脈衝序列的測試程序預測的數據。在此不能考慮由未預見的事件出於任何原因而導致的測量過程的突變。在該方法中尤其無法在測量中將患者移動通過斷層造影裝置。在此對全身的拍攝以這樣的方式進行在不同的固定位置進行測量，然後將不同「視野」的圖像數據進行綜合。

發明內容
因此本發明要解決的技術問題是，提供一種控制高頻裝置的技術教導，其即便是在測量期間也能防止對相對於發射場運動的檢查對象輻射的高頻功率超過患者的安全邊界值，而另一方面又能儘可能好地接近該安全邊界值，使得能夠在該邊界值以內以儘可能高的發射功率進行測量。此外還提出了能夠實施該方法的相應磁共振斷層造影系統和高頻控制裝置。
在此本發明首先基於以下認識，在本文開始所述的常規控制高頻裝置的方法中由於技術上的測量方法通常要遵守不必要大的安全距離。如上所述，這是由於該方法將SAR邊界值換算為功率邊界值，然後對該給定的功率邊界值的保持進行控制。在此該功率邊界值僅準確地涉及一個測量位置。而對所有其它測量位置則僅是全局提高的安全距離。
利用這一認知提出，按時間間隔確定表示檢查對象相對於發射場的當前位置的位置值，並藉助該位置值和按時間間隔測量的表示高頻脈衝功率的測量值首先確定表示高頻脈衝對檢查對象的生理作用的負荷值。
然後分別基於多個負荷值構成負荷控制值，最後基於該負荷控制值進行實際的監控。當負荷控制值達到或超過負荷邊界值時，限制高頻裝置的功能。
按照本發明的方法限制高頻裝置的功能例如可以通過斷開發送裝置或高頻功率放大裝置、不時地抑制所涉及的裝置、或降低發送功率實現。
在按照本發明的方法中，只要基於表示高頻脈衝的功率的各測量值確定的負荷值是以當前SAR負荷值的形式計算的，例如就可以直接將SAR邊界值作為負荷邊界值。然後藉助該當前SAR負荷值可以與迄今利用功率控制值實施的方法類似的方式來構成負荷控制值，其中例如在特定的法律規定的預定時間段內對負荷值求平均值和/或進行積分，以構成負荷控制值。下面還將對形成負荷控制值的優選方式詳細描述。
優選為了確定位置值確定檢查對象位於其上的檢查臺相對於發送場的當前位置。這樣僅需預先確定檢查對象以何種姿態位於檢查臺上的哪個位置。檢查對象的當前位置的位置值可以由檢查臺控制器直接採用。在這種情況下不需要其它測量單元。但在另一優選方式中，在檢查臺上設置了適當的位置測量器，從而在按照本發明的方法中總是使用實際位置而不是額定位置作為位置數據。還可以確定檢查對象相對於檢查臺的姿態，對此以下還將詳述。
因此，利用本發明的方法在將檢查臺移動穿過斷層造影裝置時針對高頻輻射場中的每個臺位從而也針對檢查對象的每個位置都確定和考慮當前的實際負荷。由此不僅對預先計劃的位置，也對例如通過手動改變測量流程或由於臥榻定位的機械故障引起的未預見的位置正確地實施負荷邊界值監控。
在採用本發明時要在磁共振斷層造影系統內監測患者的高頻負荷。因此須採用儘可能好地表示發送線圈中存留的功率或由發送線圈輻射的功率的測量值。因此優選測量值分別基於高頻裝置的發送裝置向發送線圈給出的前向功率和由發送線圈返回的反向功率之間的差。
但由於直接表示由發送裝置發出的高頻脈衝的功率的測量值還間接表示所產生的、在發送線圈中存留的功率，原理上例如還可以在更簡單的實施方式中僅採用發送裝置發出的功率或相應的測量值。
優選還可將所測量的測量值以預處理的形式、即例如在模擬/數字轉換和/或將有效電壓轉換為前向功率和反向功率之差以後用於繼續確定負荷值。高頻脈衝之間的時間間隔和測量之間的時間間隔通常可以是相同的或不同的。
基於測量值確定負荷值可以相對簡單地通過將所涉及的測量值與作用係數相乘實現，其中該作用係數與位置相關。即作用係數間接地通過檢查臺位置或者直接與檢查對象相對於發射場的位置相關。
在此原理上與位置相關的作用係數可以在測量中自動計算出。但由於確定作用係數的計算開銷較高，優選在實施磁共振測量之前確定與位置相關的作用係數並為在測量中應用而存儲。然後僅需藉助所給定的、例如給出確切的檢查臺位置的當前位置值來確定相應的作用係數，並然後將該作用係數與表示高頻脈衝功率的當前測量值相乘，以確定確切的當前功率值。只要相應地選擇作用係數，就可以通過與當前測量值相乘直接確定在所涉及的時刻的瞬時SAR值。因此在按照本發明的方法中，在測量運行時通過選擇與位置相關的作用係數而重新對測量和監測鏈進行參數化。
優選基於磁共振預測量、即所謂的「預掃描」來確定針對不同的檢查臺位置或檢查對象在檢查臺上的位置計算吸收數據以及由此的作用係數所需的數據。這樣的預掃描可單獨用於確定各與位置相關的吸收並由此以不夠精確但就高頻輻射而言很大的安全餘量來實施。
通常在計算作用係數時還可引入發送高頻線圈的頻率、線圈幾何形狀和諸如身體結構、身高、體重等特定患者參數。例如可簡單地確定適當的SAR係數，其中，計算在特定的功率、特定的患者或患者類型、線圈的特定位置或特定幾何結構、特定的頻率以及特定的檢查臺或患者位置時患者內所產生的SAR負荷並與功率相除。
只要高頻輻射通過多個發送路徑、例如以不同的頻率或通過不同的發送線圈輻射，還可以分別對各個發送路徑確定不同的負荷值。然後將各個表示高頻功率的測量值與相應的每個發送路徑的作用係數相乘。可將各個發送路徑的負荷值相加，或通過其它方式、如加權相加相關聯，以得到總的負荷值。
原理上還可以根據其它參數來確定作用係數。例如在不損害健康的情況下患者所能承受的最大高頻功率取決於不同的環境參數。在最大高頻功率和如患者周圍的溫度和/或空氣溼度的氣候值之間常常存在直接的關係，因為在此對於相同的高頻功率會得到不同的瞬時SAR負荷值。這樣的環境參數還可以附加地或替代地在確定負荷邊界值時加以考慮。
在由負荷值確定負荷控制值時，優選觀察在關於測量值或由此確定的負荷值的時間範圍內滑動的時間窗。由此，為了與負荷邊界值進行比較而引入的負荷控制值(其分別基於所觀察時間窗內的多個測量值或負荷值)例如時間非常近地反映了在磁共振斷層造影系統中在過去的時間裡事實上對患者造成的輻射負荷。
在一個非常優選的實施方式中，對負荷值(以及由此的高頻功率)的監測通過不同的、相互重疊的時間窗(即例如一個短時間監測和一個長時間監測)實施。在此同時為多個不同的長時間窗、優選為兩個10s和360s的時間窗分別確定負荷控制值，並將其與對各時間段有效的負荷邊界值分別比較。然後當只要有一個負荷控制值達到或超過所屬的負荷邊界值時，就限制高頻裝置的功能。該方法用於在較長的時間窗上監測特定高劑量的輻射，並同時注意不會在較短的時間窗內使要監測的較長時間窗內的總允許功率輻射到患者身上並因此由於短時間超負荷而對患者造成危害。
為了能夠獨立於每個時間光柵工作，可基於多個分別用兩個相繼的測量值的測量之間的間隔長度加權的負荷值的和來產生負荷控制值。即例如將負荷值與前次測量和所涉及的測量之間的間隔長度相乘。以這種方式將負荷值在所觀察的時間窗內進行面積積分並從中例如計算出負荷平均值。
本發明還涉及一種具有發送高頻脈衝的高頻裝置的磁共振斷層造影系統，具有用於在磁共振測量期間使檢查臺連同位於其上的檢查對象一起相對於高頻裝置的發射場移動的檢查臺控制器；用於測量表示發送的高頻脈衝的功率的測量值的測量裝置；以及與該測量裝置耦合的高頻控制裝置。
可以優選用程序技術實現的、實施為處理器裝置的高頻控制裝置這樣構成按時間間隔測量測量值及確定位置值，藉助該測量值和位置值確定表示高頻脈衝對承受高頻脈衝的檢查對象的生理作用的負荷值。此外該高頻控制裝置還這樣實施，基於多個負荷值構成負荷控制值，並在該負荷控制值達到或超過負荷邊界值時，限制高頻裝置的功能。
此外磁共振斷層造影系統還包括所有其它常規組件，例如用於產生磁場的磁鐵系統、具有多個梯度線圈、用於施加磁場梯度的梯度系統、例如作為高頻裝置的一部分並具有接收線圈、適當的接收放大器和圖像計算機的高頻接收系統。在此也可將發送線圈作為接收線圈。
同樣本發明還包括相應的高頻控制裝置，其具有用於輸入測量值的測量值輸入端、用於輸入位置值的位置值輸入端，以及用於輸出控制信號的控制信號輸出端。高頻控制裝置這樣構成，按時間間隔測量測量值及確定位置值，藉助該測量值和位置值確定表示高頻脈衝對承受高頻脈衝的檢查對象的生理作用的相應負荷值。此外高頻控制裝置還用於基於多個負荷值的和構成負荷控制值，並在負荷控制值達到或超過負荷邊界值時，在控制信號輸出端輸出導致限制該高頻裝置功能的控制信號。


以下藉助附圖所示實施例對本發明進行詳述。圖中示出圖1示出按照本發明的磁共振斷層造影系統的示意圖；
圖2示出在計算用於根據輻射的發送功率確定SAR負荷的方面係數時採用的圓柱模型；圖3舉例示出瞬時總負荷的可能變化與負荷邊界值；圖4示出控制高頻裝置的方法的簡化流程圖。
具體實施例方式
圖1示意性示出磁共振斷層造影系統1的主要部件。包括具有基本磁場磁鐵3及高頻發送和接收天線4的實際斷層造影裝置。由於本發明涉及對發射的高頻功率的監控，因此在以下將該高頻發送和接收天線4簡稱為發送線圈4。這樣的包圍斷層造影的整個測量空間的發送線圈4通常也稱為整體線圈或體線圈。其可以按照所謂的鳥籠形天線構成。上面躺著檢查對象O、即患者的檢查臺5位於由該發送天線4包圍的、大部分發射場延伸於其中的測量空間中。檢查臺5可通過未示出的驅動系統沿斷層造影裝置或發送天線4的縱軸穿過該斷層造影裝置移動。對該用於檢查臺5的驅動系統的控制通過檢查臺控制器6實施。
這樣的磁共振斷層造影系統1的另一重要組成部分是高頻裝置2，在此選擇的顯示集中於該高頻裝置2的發送分支。磁共振斷層造影系統除了該高頻裝置2的發送分支外還包括未示出的高頻接收系統，其具有至少一個接收線圈和一個適當的接收放大器，在此，發送高頻脈衝的高頻天線4也可以作為接收天線使用。附加地或替代地，還可以使用如放置於患者的待檢查身體部位的頭線圈或其它平面線圈等局部線圈。圖像計算機用於由接收的信號再現出圖像，以將圖像顯示在顯示屏上和/或存儲在存儲器中。此外磁共振斷層造影系統還包括同樣未示出的、由位於斷層造影裝置中且用於向檢查對象O施加磁場梯度的梯度線圈組成的系統。
測量控制裝置7用於協調各組件之間的相互作用。
高頻裝置2除了發送線圈4外還包括具有高頻功率放大器裝置(未示出)的發送裝置8，其發送10W至20KW功率範圍內的高頻脈衝H。
發送裝置8由測量控制裝置7控制。測量控制裝置7例如可由操作者通過包括顯示器、鍵盤、滑鼠等的用戶接口21用常規的方式進行控制。在測量控制裝置7中基於預先給定的測量規程控制各測量過程，並除了通過發送裝置8發送高頻脈衝H外還對基本磁場磁鐵3和(未示出的)磁場梯度進行與斷層造影匹配的控制，從而執行所期望的測量。
由發送裝置8通過發送電纜向測量設備9發送高頻脈衝H。高頻脈衝H由測量設備9導向斷層造影裝置的高頻天線4。然後，高頻脈衝H由高頻天線4輻射到患者O的定位在檢查臺5上並位於高頻天線4內的身體部位。
測量設備9在此實施為傳感器、尤其是實施為所謂的發射天線電平傳感器(Transmit-Antenna-Level-Sensor，TALES)，其具有定向耦合器，用於將由發送裝置8向高頻天線4發出的前向功率的一小部分與由高頻天線4返回的反向功率去耦合，該反向功率然後被轉換為有效電壓。如此測量的高頻電壓尤其可以位於0V至1000V之間。測量的值必要時從測量設備9在經過模擬/數字轉換及其它預處理後通過測量值輸入端14輸入高頻控制裝置10、也稱為PALI(功率放大器限幅器)。
高頻控制裝置10具有包括數位訊號處理器的處理器裝置。該裝置10的示意結構同樣示於圖1。
所測量的電壓值被以特定的時間間隔、如以20μs的間隔換算為在磁共振斷層造影系統的高頻天線4中存留的結果功率，其中從輸入功率(即前向功率)中又減去反向功率，即以20μs的固定間隔為高頻控制裝置10採集測量值M。這種將電壓值處理為實際期望的測量值M的預處理在測量設備9中進行。但還可以通過測量值輸入端14上的接口或在高頻控制裝置10中進行。
通過另一信號輸入端16、即位置值輸入端16直接從檢查臺控制器6向高頻控制裝置10輸入給出檢查臺5相對於發送天線4的位置的位置值P。還可以由檢查臺5上的測量裝置確定位置值P或間接採用由測量控制裝置7向檢查臺控制器6給出的位置額定值PSoll。在此檢查臺位置可以精確確定到毫米。目前檢查臺移動可達約20cm/s。
在資料庫11中分別為不同的可能位置值Pn至Pn+k存儲了取決於位置的作用係數WFn至WFn+k。由此在高頻控制裝置10的關聯單元13中可以根據相應的當前檢查臺位置將當前測量值M與所屬的作用係數WF相乘，以直接將表示發射的發送功率的測量值M換算為SAR負荷值B。這在圖1中示意性示出。然後將負荷值B傳送到負荷控制單元12，負荷控制單元12的作用將在以後描述。
在實際測量之前確定對於不同的位置數據Pn至Pn+k的作用係數WFn至WFn+k。為此進行以較大安全餘量、即較低高頻功率進行患者完整拍攝的預掃描。藉助在此獲得的測量值可以對每個位置確定所屬的作用係數。
對於特定位置值P的各個作用係數WF的這種預先計算可以首先以輻射的功率為前提，然後計算通過該輻射的高頻功率產生的SAR值。這可以採用所謂的「方面係數(Aspektfaktor)」來進行，其給出輻射的發送功率在一方面產生多少SAR負荷或患者體內哪些E場通過以特定方式輻射的發送功率感應出。在此當前的標準設置了不同的方面，例如全身方面、頭部方面和照射的身體部位方面。為了計算吸收功率例如可以採用圓柱模型，其中用四個均勻的圓柱對患者進行模型化，這四個圓柱分別是一個頭圓柱I、一個軀幹圓柱(Torsozylinder)II和兩個腿圓柱III，如圖2所示。身體穿過高頻場HF的運動用方向箭頭R表示。然後可以藉助麥克斯韋爾方程計算各圓柱在外部均勻高頻場HF中的吸收。在此還要考慮對患者的照射，即各圓柱模型承受多少輻射。該信息例如由預掃描得到。該簡單模型可藉助模擬計算和由預掃描得到的吸收數據來簡化。這樣總吸收可由各吸收的和得到。最後可由吸收與相應的身體部位質量相除來得到對應的SAR負荷。就此而言還可確定吸收的功率分布在不同方面的百分比。原理上這樣的計算方法是本領域技術人員公知的。對功率吸收的計算方法例如由Paul.A.Bottomley等人在「Estimating Radiofrequency Power Deposition in Body NMR-Imaging」，Magnetic Resonance in Medicine 2，1985，336-349頁描述。此外已有現成的仿真程序，利用它們也可以檢測簡單模型。由於SAR負荷也取決於身體質量，當該計算需非常精確時，須對每個患者單獨實施該計算。但一般通過特定的身高和質量確定特定的患者類型並例如考慮預掃描數據來為相應類型的患者選擇相應的預提供值就足夠了。這種方式可大大節省計算開銷。
獲得測量值M的時刻和給出檢查臺位置值P的時刻不必一定是一致的。對於測量值M總是可以例如採用最後確定的位置值P。原理上也不必為每個確切確定的位置值P計算特定的作用係數，而只需對在足夠窄的柵格距離內的檢查臺位置值分別確定作用係數。只要由檢查臺控制器6傳輸給高頻控制裝置10的位置值P位於兩個「柵格位置值」Pn至Pn+k之間，並在資料庫11中為其存儲了作用係數WFn至WFn+k，就可以在相鄰的柵格位置值Pn至Pn+k之間插值以確定屬於當前位置值P的作用係數WF，或例如採用前一個或後一個位置值Pn至Pn+k的作用係數WFn至WFn+k。為了在這種方法中產生足夠精確度，具有為其確定了作用係數WFn至WFn+k的柵格位置值Pn至Pn+k的柵格須足夠窄。在第一測試測量中3cm的柵格尺寸被認為是非常合適的。即須確定非常大數量的作用係數。
由於為每個柵格位置值計算作用係數的計算開銷相對大，優選在主計算機20進行該計算，高頻控制裝置10與該主計算機20連接。在圖1所示實施例中主計算機20為所有測量中達到的柵格位置值P1至Pm計算作用係數WF1至WFm，並存儲在安裝在該主計算機20上的資料庫18中。向在高頻控制裝置10中的資料庫11僅分別傳送針對當前位置值P所需的、即位於當前位置區域內的各柵格位置值Pn至Pn+k的作用係數WFn至WFn+k。高頻控制裝置10的資料庫11中的值的及時更新通過主計算機20中的接口17實現。為此由高頻控制裝置10定期向主計算機20傳送當前檢查臺位置P。此外還可以由高頻控制裝置10傳送自上一次測量數據報告以來所發送的能量以及確切時間，以便在主計算機20的規程單元19中記錄整個測量流程和各當前SAR負荷。
圖3中僅示例性示出瞬時SAR負荷值B關於時間軸t的可能變化。為了比較還示出了負荷邊界值BG(在此作為SAR極限)，其同樣但通常緩慢地隨時間變化，因為例如斷層造影裝置的(氣候)環境參數是改變的。
如圖3所示，允許瞬時SAR負荷值B短時間稍微超過負荷邊界值BG。但須保證該負荷值B關於例如為10s和/或360s的預定時間間隔平均不超過負荷邊界值BG、在此為法定SAR極限BG。
為此，如上所述，將瞬時負荷值B傳輸給負荷控制單元12，其負責使在預定的條件下遵守邊界值。
為此圖4示出安裝本發明方法的實施例的簡化流程圖。在此首先沿時間軸t顯示由發送裝置8發送的多個高頻脈衝Hi，i＝1，2，3，4，5，…。其下同樣沿時間軸t示出表示高頻脈衝H的功率的測量值Mi，i＝1，2，3，4，5，…。在此通常對每個高頻脈衝H獲得多個測量值M。
此外在可以但不是一定與拍攝測量值一致的不同時刻確定位置值Pi，i＝1，2，3，4，5，…。然後藉助這些位置值Pi確定與位置相關的作用係數WFi，i＝1，2，3，4，5，…。藉助該當前作用係數WFi將各有效測量值Mi換算為負荷值Bi，i＝1，2，3，4，5，…。
通過在時間範圍內關於負荷值B滑動的窗口Δt分別選出多個負荷值B並將其繼續處理為控制值BK。由此這裡將負荷值B1、B2、B3處理為第一負荷控制值BK1。同樣，在一段短時間之後，通過滑動的窗口Δt選出測量值B2、B3、B4並將其繼續處理為負荷控制值BK2。窗口Δt的長度優選為10秒或360秒。尤其優選的是用例如10秒的窗口進行短時間監測，用例如360秒的窗口進行長時間監測。
在該例中控制值BK分別從選出的多個負荷值B中通過形成選出的負荷值B的平均值來確定。在此出於簡化顯示的考慮，多個選出的負荷值B只分別包括三個值。根據本發明的實施該多個數可以包括任何值。
在另一繼續處理階段將負荷控制值BK與由標準給出的負荷邊界值BG進行比較。在此負荷邊界值尤其可通過標準根據所涉及患者的體重來確定。在此如果確定負荷控制值BK大於或等於負荷邊界值BG，則發出控制信號KS。負荷控制單元12的控制信號KS控制輸出15傳送給發送裝置8，從而使發送裝置8或其中包含的高頻功率放大裝置至少被臨時抑制。
最後，請再次注意在此示出和詳細描述的方法以及高頻系統及高頻控制裝置僅為本發明的實施例，本領域的技術人員在不脫離本發明範圍的情況下可以各種方式進行修改。尤其是可以與不同於所示出的方式來採集功率測量值。雖然在此以醫療領域中的磁共振斷層造影系統為例描述了本發明，但本發明還可用於其它領域，尤其如科研和/或工業領域中使用的磁共振斷層造影系統。
權利要求
1.一種用於在對相對於高頻裝置(2)的發射場運動的檢查對象(O)進行磁共振測量期間控制磁共振斷層造影系統(1)的高頻裝置(2)的方法，其中，-該高頻裝置(2)按時間間隔發送高頻脈衝(H)；-按時間間隔測量表示該高頻脈衝(H)的功率的測量值(M)；-按時間間隔確定表示檢查對象(O)相對於發射場的當前位置的位置值(P)；-藉助該測量值(M)和位置值(P)確定表示高頻脈衝(H)對檢查對象(O)的生理作用的負荷值(B)；-分別基於多個負荷值(B)構成負荷控制值(BK)；-當負荷控制值(BK)達到或超過負荷邊界值(BG)時，限制該高頻裝置(2)的功能。
2.根據權利要求1所述的方法，其中，為了確定所述位置值(P)，確定檢查對象(O)位於其上的檢查臺(5)相對於發射場的當前位置。
3.根據權利要求1或2所述的方法，其中，確定所述負荷值(B)包括將所述測量值(M)和與位置相關的作用係數(WF)相乘。
4.根據權利要求3所述的方法，其中，所述與位置相關的作用係數(WF)是在實施磁共振測量之前確定的並為在測量中應用而存儲。
5.根據權利要求1至4中任一項所述的方法，其中，基於磁共振預測量來確定檢查對象(O)相對於檢查臺(5)的位置和/或所述與位置相關的作用係數(WF)。
6.根據權利要求1至5中任一項所述的方法，其中，所述負荷控制值(BK)基於預定時間窗(Δt)內的多個負荷值(B)的和。
7.根據權利要求6所述的方法，其中，所述負荷控制值(BK)基於多個用兩個相繼的測量值(M)的測量之間的間隔長度加權的負荷值(B)的和。
8.根據權利要求1至7中任一項所述的方法，其中，所述時間窗(Δt)在關於測量值(M)的時間範圍內滑動。
9.一種具有發送高頻脈衝(H)的高頻裝置(2)的磁共振斷層造影系統(1)，具有用於在磁共振測量期間使檢查臺(5)連同位於其上的檢查對象(O)一起相對於高頻裝置(2)的發射場移動的檢查臺控制器(6)；用於測量表示發送的高頻脈衝(H)的功率的測量值(M)的測量裝置(9)；以及與該測量裝置(9)耦合的高頻控制裝置(10)，其構成為-在磁共振測量期間按時間間隔測量測量值(M)；-在磁共振測量期間按時間間隔確定表示在測量中檢查對象(O)相對於發射場的當前位置的位置值(P)；-藉助該測量值(M)和位置值(P)確定表示高頻脈衝(H)對檢查對象(O)的生理作用的負荷值(B)；-分別基於多個負荷值(B)構成負荷控制值(BK)；-當負荷控制值(BK)達到或超過負荷邊界值(BG)時，限制該高頻裝置(2)的功能。
10.一種用於磁共振斷層造影系統(1)的高頻裝置(2)的高頻控制裝置(10)，具有用於輸入表示該高頻脈衝(H)的功率的測量值(M)的測量值輸入端(14)，用於輸入表示檢查對象(O)相對於高頻裝置(2)的發射場的當前位置的位置值(P)的位置值輸入端(16)，以及用於輸出控制信號(KS)的控制信號輸出端(15)，其構造為-在磁共振測量期間按時間間隔測量測量值(M)；-在磁共振測量期間按時間間隔確定位置值(P)；-藉助該測量值(M)和位置值(P)確定表示高頻脈衝(HB)對承受高頻脈衝(H)的檢查對象(O)的生理作用的負荷值(B)；-分別基於多個負荷值(B)構成負荷控制值(BK)；以及-當負荷控制值(BK)達到或超過負荷邊界值(BG)時，在該控制信號輸出端(15)輸出限制該高頻裝置(2)功能的控制信號(KS)。
全文摘要
本發明涉及一種用於在對相對於高頻裝置(2)的發射場運動的檢查對象進行磁共振測量期間控制磁共振斷層造影系統(1)的高頻裝置(2)的方法，其中，高頻裝置(2)按時間間隔發送高頻脈衝並按時間間隔測量測量值。按時間間隔確定表示檢查對象相對於發射場的當前位置的位置值。藉助測量值和位置值確定表示高頻脈衝對承受高頻脈衝的檢查對象生理作用的負荷值；分別基於多個負荷值構成負荷控制值；當負荷控制值達到或超過負荷邊界值時，限制高頻裝置(2)的功能。此外還涉及實施該方法的具有相應高頻裝置(2)和高頻控制裝置(10)的磁共振斷層造影系統(1)。
文檔編號G01R33/20GK1823684SQ200610004138
公開日2006年8月30日 申請日期2006年2月21日 優先權日2005年2月21日
發明者沃爾夫岡·比爾邁耶, 克勞斯·路德維格, 沃爾克·施內特 申請人:西門子公司