專利名稱：控制高頻裝置的方法、磁共振斷層造影系統(tǒng)及高頻控制裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種控制用于磁共振斷層造影系統(tǒng)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(tǒng)和用于實(shí)施該方法的相應(yīng)高頻控制裝置。
背景技術(shù)：
近年來在醫(yī)療領(lǐng)域作為成像方法產(chǎn)生了基于對身體部位中質(zhì)子的核自旋進(jìn)行檢查的方法。該方法主要有三個步驟首先在身體周圍產(chǎn)生強(qiáng)穩(wěn)定均勻磁場并由此產(chǎn)生所涉及身體部位中質(zhì)子的穩(wěn)定對齊。然后通過輸入電磁高頻能量來改變該穩(wěn)定對齊。第三步結(jié)束該能量刺激并借助適當(dāng)?shù)慕邮站€圈對身體中產(chǎn)生的磁共振信號進(jìn)行測量，以得出關(guān)于該身體部位中組織的結(jié)論。用于實(shí)施這樣的成像方法的系統(tǒng)也稱為磁共振斷層造影系統(tǒng)或核自旋斷層造影系統(tǒng)。
磁共振斷層造影系統(tǒng)包括多個分別需要采用現(xiàn)代昂貴技術(shù)的共同作用的組成部分。本發(fā)明也涉及到的磁共振斷層造影系統(tǒng)的中心元件是高頻裝置。該高頻裝置尤其用于產(chǎn)生要射入身體部位的高頻脈沖。
由磁共振斷層造影系統(tǒng)的高頻裝置的高頻功率放大器發(fā)出的高頻脈沖通過測量設(shè)備導(dǎo)向發(fā)送線圈，發(fā)送線圈將高頻脈沖射入身體部位。在此“發(fā)送線圈”的概念可理解為用其可發(fā)射高頻脈沖的任意天線裝置。
隨著磁共振斷層造影系統(tǒng)的開發(fā)和建立，為了保證患者的安全而標(biāo)準(zhǔn)化了規(guī)定向人體進(jìn)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(shè)備采集表示由發(fā)送線圈發(fā)射的高頻脈沖的功率的測量值。基于多個功率測量值構(gòu)成功率控制值。然后，迄今是將該功率控制值與由標(biāo)準(zhǔn)預(yù)先給出的剛性功率邊界值進(jìn)行比較，該剛性功率邊界值這樣選擇，使其不超過預(yù)定的SAR邊界值。然后當(dāng)控制值超過預(yù)定的閾值時(shí)，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，并對該功率邊界值進(jìn)行監(jiān)控。但高頻能量對人體或動物體的生理作用除其它外取決于頻率和線圈類型，即取決于線圈是圓極化還是線性極化發(fā)送的，或例如其是體線圈還是表面線圈。此外，該作用還取決于線圈在患者身體上的位置。因此對于迄今的監(jiān)控方法，當(dāng)作為基礎(chǔ)的參數(shù)(例如位置)改變時(shí)，必須至少部分地以與實(shí)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(yuǎn)低于保持最大負(fù)載實(shí)際所需的值。
通常由于利用低的高頻功率也會得到低的圖像質(zhì)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(zhì)量會最終導(dǎo)致有時(shí)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(dǎo)致患者負(fù)擔(dān)的增加。
公知監(jiān)控方法的另一問題在于，由于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。也就是使人相對于由發(fā)送線圈輻射的高頻場(以下稱為“發(fā)送場”)運(yùn)動。在此要使人的不同身體部位先后受到高頻輻射。因此由高頻裝置輻射的功率將導(dǎo)致不同的具體吸收率，即在測量過程中對于移動的檢查對象來說吸收率不是恒定的，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于特定的相對于高頻天線的位置。同樣，如具體吸收率本身隨檢查對象相對于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(dāng)前變化也不能考慮SAR邊界值的當(dāng)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(jìn)行測量之前基于患者數(shù)據(jù)、患者相對于發(fā)送天線的位置以及計(jì)劃的測量參數(shù)來計(jì)算當(dāng)前期望的SAR值。然后必要的話改變參數(shù)，直至SAR值處于SAR邊界值之內(nèi)。在此，通過將當(dāng)前測量狀況和在數(shù)據(jù)庫中預(yù)先給定的不同測量狀況(針對這些測量狀況存儲了預(yù)先計(jì)算出的SAR值)進(jìn)行比較來確定當(dāng)前SAR值。然后將與當(dāng)前測量狀況最接近的測量狀況的SAR值當(dāng)作當(dāng)前SAR值引入。因此在該方法中要為整個測量預(yù)先確定在哪個時(shí)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，而是依賴于由預(yù)先給定用于測量的脈沖序列的測試程序預(yù)測的數(shù)據(jù)。在此不能考慮由未預(yù)見的事件出于任何原因而導(dǎo)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(jìn)行在不同的固定位置進(jìn)行測量，然后將不同“視野”的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行綜合。

發(fā)明內(nèi)容
因此本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，提供一種控制高頻裝置的技術(shù)教導(dǎo)，其即便是在測量期間也能防止對相對于發(fā)射場運(yùn)動的檢查對象輻射的高頻功率超過患者的安全邊界值，而另一方面又能盡可能好地接近該安全邊界值，使得能夠在該邊界值以內(nèi)以盡可能高的發(fā)射功率進(jìn)行測量。此外還提出了能夠?qū)嵤┰摲椒ǖ南鄳?yīng)磁共振斷層造影系統(tǒng)和高頻控制裝置。
在此本發(fā)明首先基于以下認(rèn)識，在本文開始所述的常規(guī)控制高頻裝置的方法中由于技術(shù)上的測量方法通常要遵守不必要大的安全距離。如上所述，這是由于該方法將SAR邊界值換算為功率邊界值，然后對該給定的功率邊界值的保持進(jìn)行控制。在此該功率邊界值僅準(zhǔn)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(rèn)知提出，按時(shí)間間隔確定表示檢查對象相對于發(fā)射場的當(dāng)前位置的位置值，并借助該位置值和按時(shí)間間隔測量的表示高頻脈沖功率的測量值首先確定表示高頻脈沖對檢查對象的生理作用的負(fù)荷值。
然后分別基于多個負(fù)荷值構(gòu)成負(fù)荷控制值，最后基于該負(fù)荷控制值進(jìn)行實(shí)際的監(jiān)控。當(dāng)負(fù)荷控制值達(dá)到或超過負(fù)荷邊界值時(shí)，限制高頻裝置的功能。
按照本發(fā)明的方法限制高頻裝置的功能例如可以通過斷開發(fā)送裝置或高頻功率放大裝置、不時(shí)地抑制所涉及的裝置、或降低發(fā)送功率實(shí)現(xiàn)。
在按照本發(fā)明的方法中，只要基于表示高頻脈沖的功率的各測量值確定的負(fù)荷值是以當(dāng)前SAR負(fù)荷值的形式計(jì)算的，例如就可以直接將SAR邊界值作為負(fù)荷邊界值。然后借助該當(dāng)前SAR負(fù)荷值可以與迄今利用功率控制值實(shí)施的方法類似的方式來構(gòu)成負(fù)荷控制值，其中例如在特定的法律規(guī)定的預(yù)定時(shí)間段內(nèi)對負(fù)荷值求平均值和/或進(jìn)行積分，以構(gòu)成負(fù)荷控制值。下面還將對形成負(fù)荷控制值的優(yōu)選方式詳細(xì)描述。
優(yōu)選為了確定位置值確定檢查對象位于其上的檢查臺相對于發(fā)送場的當(dāng)前位置。這樣僅需預(yù)先確定檢查對象以何種姿態(tài)位于檢查臺上的哪個位置。檢查對象的當(dāng)前位置的位置值可以由檢查臺控制器直接采用。在這種情況下不需要其它測量單元。但在另一優(yōu)選方式中，在檢查臺上設(shè)置了適當(dāng)?shù)奈恢脺y量器，從而在按照本發(fā)明的方法中總是使用實(shí)際位置而不是額定位置作為位置數(shù)據(jù)。還可以確定檢查對象相對于檢查臺的姿態(tài)，對此以下還將詳述。
因此，利用本發(fā)明的方法在將檢查臺移動穿過斷層造影裝置時(shí)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(dāng)前的實(shí)際負(fù)荷。由此不僅對預(yù)先計(jì)劃的位置，也對例如通過手動改變測量流程或由于臥榻定位的機(jī)械故障引起的未預(yù)見的位置正確地實(shí)施負(fù)荷邊界值監(jiān)控。
在采用本發(fā)明時(shí)要在磁共振斷層造影系統(tǒng)內(nèi)監(jiān)測患者的高頻負(fù)荷。因此須采用盡可能好地表示發(fā)送線圈中存留的功率或由發(fā)送線圈輻射的功率的測量值。因此優(yōu)選測量值分別基于高頻裝置的發(fā)送裝置向發(fā)送線圈給出的前向功率和由發(fā)送線圈返回的反向功率之間的差。
但由于直接表示由發(fā)送裝置發(fā)出的高頻脈沖的功率的測量值還間接表示所產(chǎn)生的、在發(fā)送線圈中存留的功率，原理上例如還可以在更簡單的實(shí)施方式中僅采用發(fā)送裝置發(fā)出的功率或相應(yīng)的測量值。
優(yōu)選還可將所測量的測量值以預(yù)處理的形式、即例如在模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換和/或?qū)⒂行щ妷恨D(zhuǎn)換為前向功率和反向功率之差以后用于繼續(xù)確定負(fù)荷值。高頻脈沖之間的時(shí)間間隔和測量之間的時(shí)間間隔通常可以是相同的或不同的。
基于測量值確定負(fù)荷值可以相對簡單地通過將所涉及的測量值與作用系數(shù)相乘實(shí)現(xiàn)，其中該作用系數(shù)與位置相關(guān)。即作用系數(shù)間接地通過檢查臺位置或者直接與檢查對象相對于發(fā)射場的位置相關(guān)。
在此原理上與位置相關(guān)的作用系數(shù)可以在測量中自動計(jì)算出。但由于確定作用系數(shù)的計(jì)算開銷較高，優(yōu)選在實(shí)施磁共振測量之前確定與位置相關(guān)的作用系數(shù)并為在測量中應(yīng)用而存儲。然后僅需借助所給定的、例如給出確切的檢查臺位置的當(dāng)前位置值來確定相應(yīng)的作用系數(shù)，并然后將該作用系數(shù)與表示高頻脈沖功率的當(dāng)前測量值相乘，以確定確切的當(dāng)前功率值。只要相應(yīng)地選擇作用系數(shù)，就可以通過與當(dāng)前測量值相乘直接確定在所涉及的時(shí)刻的瞬時(shí)SAR值。因此在按照本發(fā)明的方法中，在測量運(yùn)行時(shí)通過選擇與位置相關(guān)的作用系數(shù)而重新對測量和監(jiān)測鏈進(jìn)行參數(shù)化。
優(yōu)選基于磁共振預(yù)測量、即所謂的“預(yù)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(jì)算吸收數(shù)據(jù)以及由此的作用系數(shù)所需的數(shù)據(jù)。這樣的預(yù)掃描可單獨(dú)用于確定各與位置相關(guān)的吸收并由此以不夠精確但就高頻輻射而言很大的安全余量來實(shí)施。
通常在計(jì)算作用系數(shù)時(shí)還可引入發(fā)送高頻線圈的頻率、線圈幾何形狀和諸如身體結(jié)構(gòu)、身高、體重等特定患者參數(shù)。例如可簡單地確定適當(dāng)?shù)腟AR系數(shù)，其中，計(jì)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(jié)構(gòu)、特定的頻率以及特定的檢查臺或患者位置時(shí)患者內(nèi)所產(chǎn)生的SAR負(fù)荷并與功率相除。
只要高頻輻射通過多個發(fā)送路徑、例如以不同的頻率或通過不同的發(fā)送線圈輻射，還可以分別對各個發(fā)送路徑確定不同的負(fù)荷值。然后將各個表示高頻功率的測量值與相應(yīng)的每個發(fā)送路徑的作用系數(shù)相乘。可將各個發(fā)送路徑的負(fù)荷值相加，或通過其它方式、如加權(quán)相加相關(guān)聯(lián)，以得到總的負(fù)荷值。
原理上還可以根據(jù)其它參數(shù)來確定作用系數(shù)。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于不同的環(huán)境參數(shù)。在最大高頻功率和如患者周圍的溫度和/或空氣濕度的氣候值之間常常存在直接的關(guān)系，因?yàn)樵诖藢τ谙嗤母哳l功率會得到不同的瞬時(shí)SAR負(fù)荷值。這樣的環(huán)境參數(shù)還可以附加地或替代地在確定負(fù)荷邊界值時(shí)加以考慮。
在由負(fù)荷值確定負(fù)荷控制值時(shí)，優(yōu)選觀察在關(guān)于測量值或由此確定的負(fù)荷值的時(shí)間范圍內(nèi)滑動的時(shí)間窗。由此，為了與負(fù)荷邊界值進(jìn)行比較而引入的負(fù)荷控制值(其分別基于所觀察時(shí)間窗內(nèi)的多個測量值或負(fù)荷值)例如時(shí)間非常近地反映了在磁共振斷層造影系統(tǒng)中在過去的時(shí)間里事實(shí)上對患者造成的輻射負(fù)荷。
在一個非常優(yōu)選的實(shí)施方式中，對負(fù)荷值(以及由此的高頻功率)的監(jiān)測通過不同的、相互重疊的時(shí)間窗(即例如一個短時(shí)間監(jiān)測和一個長時(shí)間監(jiān)測)實(shí)施。在此同時(shí)為多個不同的長時(shí)間窗、優(yōu)選為兩個10s和360s的時(shí)間窗分別確定負(fù)荷控制值，并將其與對各時(shí)間段有效的負(fù)荷邊界值分別比較。然后當(dāng)只要有一個負(fù)荷控制值達(dá)到或超過所屬的負(fù)荷邊界值時(shí)，就限制高頻裝置的功能。該方法用于在較長的時(shí)間窗上監(jiān)測特定高劑量的輻射，并同時(shí)注意不會在較短的時(shí)間窗內(nèi)使要監(jiān)測的較長時(shí)間窗內(nèi)的總允許功率輻射到患者身上并因此由于短時(shí)間超負(fù)荷而對患者造成危害。
為了能夠獨(dú)立于每個時(shí)間光柵工作，可基于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(quán)的負(fù)荷值的和來產(chǎn)生負(fù)荷控制值。即例如將負(fù)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(fù)荷值在所觀察的時(shí)間窗內(nèi)進(jìn)行面積積分并從中例如計(jì)算出負(fù)荷平均值。
本發(fā)明還涉及一種具有發(fā)送高頻脈沖的高頻裝置的磁共振斷層造影系統(tǒng)，具有用于在磁共振測量期間使檢查臺連同位于其上的檢查對象一起相對于高頻裝置的發(fā)射場移動的檢查臺控制器；用于測量表示發(fā)送的高頻脈沖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(yōu)選用程序技術(shù)實(shí)現(xiàn)的、實(shí)施為處理器裝置的高頻控制裝置這樣構(gòu)成按時(shí)間間隔測量測量值及確定位置值，借助該測量值和位置值確定表示高頻脈沖對承受高頻脈沖的檢查對象的生理作用的負(fù)荷值。此外該高頻控制裝置還這樣實(shí)施，基于多個負(fù)荷值構(gòu)成負(fù)荷控制值，并在該負(fù)荷控制值達(dá)到或超過負(fù)荷邊界值時(shí)，限制高頻裝置的功能。
此外磁共振斷層造影系統(tǒng)還包括所有其它常規(guī)組件，例如用于產(chǎn)生磁場的磁鐵系統(tǒng)、具有多個梯度線圈、用于施加磁場梯度的梯度系統(tǒng)、例如作為高頻裝置的一部分并具有接收線圈、適當(dāng)?shù)慕邮辗糯笃骱蛨D像計(jì)算機(jī)的高頻接收系統(tǒng)。在此也可將發(fā)送線圈作為接收線圈。
同樣本發(fā)明還包括相應(yīng)的高頻控制裝置，其具有用于輸入測量值的測量值輸入端、用于輸入位置值的位置值輸入端，以及用于輸出控制信號的控制信號輸出端。高頻控制裝置這樣構(gòu)成，按時(shí)間間隔測量測量值及確定位置值，借助該測量值和位置值確定表示高頻脈沖對承受高頻脈沖的檢查對象的生理作用的相應(yīng)負(fù)荷值。此外高頻控制裝置還用于基于多個負(fù)荷值的和構(gòu)成負(fù)荷控制值，并在負(fù)荷控制值達(dá)到或超過負(fù)荷邊界值時(shí)，在控制信號輸出端輸出導(dǎo)致限制該高頻裝置功能的控制信號。


以下借助附圖所示實(shí)施例對本發(fā)明進(jìn)行詳述。圖中示出圖1示出按照本發(fā)明的磁共振斷層造影系統(tǒng)的示意圖；
圖2示出在計(jì)算用于根據(jù)輻射的發(fā)送功率確定SAR負(fù)荷的方面系數(shù)時(shí)采用的圓柱模型；圖3舉例示出瞬時(shí)總負(fù)荷的可能變化與負(fù)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(shí)施例方式
圖1示意性示出磁共振斷層造影系統(tǒng)1的主要部件。包括具有基本磁場磁鐵3及高頻發(fā)送和接收天線4的實(shí)際斷層造影裝置。由于本發(fā)明涉及對發(fā)射的高頻功率的監(jiān)控，因此在以下將該高頻發(fā)送和接收天線4簡稱為發(fā)送線圈4。這樣的包圍斷層造影的整個測量空間的發(fā)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(gòu)成。上面躺著檢查對象O、即患者的檢查臺5位于由該發(fā)送天線4包圍的、大部分發(fā)射場延伸于其中的測量空間中。檢查臺5可通過未示出的驅(qū)動系統(tǒng)沿?cái)鄬釉煊把b置或發(fā)送天線4的縱軸穿過該斷層造影裝置移動。對該用于檢查臺5的驅(qū)動系統(tǒng)的控制通過檢查臺控制器6實(shí)施。
這樣的磁共振斷層造影系統(tǒng)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于該高頻裝置2的發(fā)送分支。磁共振斷層造影系統(tǒng)除了該高頻裝置2的發(fā)送分支外還包括未示出的高頻接收系統(tǒng)，其具有至少一個接收線圈和一個適當(dāng)?shù)慕邮辗糯笃?，在此，發(fā)送高頻脈沖的高頻天線4也可以作為接收天線使用。附加地或替代地，還可以使用如放置于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(jì)算機(jī)用于由接收的信號再現(xiàn)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(tǒng)還包括同樣未示出的、由位于斷層造影裝置中且用于向檢查對象O施加磁場梯度的梯度線圈組成的系統(tǒng)。
測量控制裝置7用于協(xié)調(diào)各組件之間的相互作用。
高頻裝置2除了發(fā)送線圈4外還包括具有高頻功率放大器裝置(未示出)的發(fā)送裝置8，其發(fā)送10W至20KW功率范圍內(nèi)的高頻脈沖H。
發(fā)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、鼠標(biāo)等的用戶接口21用常規(guī)的方式進(jìn)行控制。在測量控制裝置7中基于預(yù)先給定的測量規(guī)程控制各測量過程，并除了通過發(fā)送裝置8發(fā)送高頻脈沖H外還對基本磁場磁鐵3和(未示出的)磁場梯度進(jìn)行與斷層造影匹配的控制，從而執(zhí)行所期望的測量。
由發(fā)送裝置8通過發(fā)送電纜向測量設(shè)備9發(fā)送高頻脈沖H。高頻脈沖H由測量設(shè)備9導(dǎo)向斷層造影裝置的高頻天線4。然后，高頻脈沖H由高頻天線4輻射到患者O的定位在檢查臺5上并位于高頻天線4內(nèi)的身體部位。
測量設(shè)備9在此實(shí)施為傳感器、尤其是實(shí)施為所謂的發(fā)射天線電平傳感器(Transmit-Antenna-Level-Sensor，TALES)，其具有定向耦合器，用于將由發(fā)送裝置8向高頻天線4發(fā)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，該反向功率然后被轉(zhuǎn)換為有效電壓。如此測量的高頻電壓尤其可以位于0V至1000V之間。測量的值必要時(shí)從測量設(shè)備9在經(jīng)過模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換及其它預(yù)處理后通過測量值輸入端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(shù)字信號處理器的處理器裝置。該裝置10的示意結(jié)構(gòu)同樣示于圖1。
所測量的電壓值被以特定的時(shí)間間隔、如以20μs的間隔換算為在磁共振斷層造影系統(tǒng)的高頻天線4中存留的結(jié)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采集測量值M。這種將電壓值處理為實(shí)際期望的測量值M的預(yù)處理在測量設(shè)備9中進(jìn)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(jìn)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相對于發(fā)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或間接采用由測量控制裝置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(dá)約20cm/s。
在數(shù)據(jù)庫11中分別為不同的可能位置值Pn至Pn+k存儲了取決于位置的作用系數(shù)WFn至WFn+k。由此在高頻控制裝置10的關(guān)聯(lián)單元13中可以根據(jù)相應(yīng)的當(dāng)前檢查臺位置將當(dāng)前測量值M與所屬的作用系數(shù)WF相乘，以直接將表示發(fā)射的發(fā)送功率的測量值M換算為SAR負(fù)荷值B。這在圖1中示意性示出。然后將負(fù)荷值B傳送到負(fù)荷控制單元12，負(fù)荷控制單元12的作用將在以后描述。
在實(shí)際測量之前確定對于不同的位置數(shù)據(jù)Pn至Pn+k的作用系數(shù)WFn至WFn+k。為此進(jìn)行以較大安全余量、即較低高頻功率進(jìn)行患者完整拍攝的預(yù)掃描。借助在此獲得的測量值可以對每個位置確定所屬的作用系數(shù)。
對于特定位置值P的各個作用系數(shù)WF的這種預(yù)先計(jì)算可以首先以輻射的功率為前提，然后計(jì)算通過該輻射的高頻功率產(chǎn)生的SAR值。這可以采用所謂的“方面系數(shù)(Aspektfaktor)”來進(jìn)行，其給出輻射的發(fā)送功率在一方面產(chǎn)生多少SAR負(fù)荷或患者體內(nèi)哪些E場通過以特定方式輻射的發(fā)送功率感應(yīng)出。在此當(dāng)前的標(biāo)準(zhǔn)設(shè)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(jì)算吸收功率例如可以采用圓柱模型，其中用四個均勻的圓柱對患者進(jìn)行模型化，這四個圓柱分別是一個頭圓柱I、一個軀干圓柱(Torsozylinder)II和兩個腿圓柱III，如圖2所示。身體穿過高頻場HF的運(yùn)動用方向箭頭R表示。然后可以借助麥克斯韋爾方程計(jì)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(yù)掃描得到。該簡單模型可借助模擬計(jì)算和由預(yù)掃描得到的吸收數(shù)據(jù)來簡化。這樣總吸收可由各吸收的和得到。最后可由吸收與相應(yīng)的身體部位質(zhì)量相除來得到對應(yīng)的SAR負(fù)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(jì)算方法是本領(lǐng)域技術(shù)人員公知的。對功率吸收的計(jì)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(xiàn)成的仿真程序，利用它們也可以檢測簡單模型。由于SAR負(fù)荷也取決于身體質(zhì)量，當(dāng)該計(jì)算需非常精確時(shí)，須對每個患者單獨(dú)實(shí)施該計(jì)算。但一般通過特定的身高和質(zhì)量確定特定的患者類型并例如考慮預(yù)掃描數(shù)據(jù)來為相應(yīng)類型的患者選擇相應(yīng)的預(yù)提供值就足夠了。這種方式可大大節(jié)省計(jì)算開銷。
獲得測量值M的時(shí)刻和給出檢查臺位置值P的時(shí)刻不必一定是一致的。對于測量值M總是可以例如采用最后確定的位置值P。原理上也不必為每個確切確定的位置值P計(jì)算特定的作用系數(shù)，而只需對在足夠窄的柵格距離內(nèi)的檢查臺位置值分別確定作用系數(shù)。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位于兩個“柵格位置值”Pn至Pn+k之間，并在數(shù)據(jù)庫11中為其存儲了作用系數(shù)WFn至WFn+k，就可以在相鄰的柵格位置值Pn至Pn+k之間插值以確定屬于當(dāng)前位置值P的作用系數(shù)WF，或例如采用前一個或后一個位置值Pn至Pn+k的作用系數(shù)WFn至WFn+k。為了在這種方法中產(chǎn)生足夠精確度，具有為其確定了作用系數(shù)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(rèn)為是非常合適的。即須確定非常大數(shù)量的作用系數(shù)。
由于為每個柵格位置值計(jì)算作用系數(shù)的計(jì)算開銷相對大，優(yōu)選在主計(jì)算機(jī)20進(jìn)行該計(jì)算，高頻控制裝置10與該主計(jì)算機(jī)20連接。在圖1所示實(shí)施例中主計(jì)算機(jī)20為所有測量中達(dá)到的柵格位置值P1至Pm計(jì)算作用系數(shù)WF1至WFm，并存儲在安裝在該主計(jì)算機(jī)20上的數(shù)據(jù)庫18中。向在高頻控制裝置10中的數(shù)據(jù)庫11僅分別傳送針對當(dāng)前位置值P所需的、即位于當(dāng)前位置區(qū)域內(nèi)的各柵格位置值Pn至Pn+k的作用系數(shù)WFn至WFn+k。高頻控制裝置10的數(shù)據(jù)庫11中的值的及時(shí)更新通過主計(jì)算機(jī)20中的接口17實(shí)現(xiàn)。為此由高頻控制裝置10定期向主計(jì)算機(jī)20傳送當(dāng)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(shù)據(jù)報(bào)告以來所發(fā)送的能量以及確切時(shí)間，以便在主計(jì)算機(jī)20的規(guī)程單元19中記錄整個測量流程和各當(dāng)前SAR負(fù)荷。
圖3中僅示例性示出瞬時(shí)SAR負(fù)荷值B關(guān)于時(shí)間軸t的可能變化。為了比較還示出了負(fù)荷邊界值BG(在此作為SAR極限)，其同樣但通常緩慢地隨時(shí)間變化，因?yàn)槔鐢鄬釉煊把b置的(氣候)環(huán)境參數(shù)是改變的。
如圖3所示，允許瞬時(shí)SAR負(fù)荷值B短時(shí)間稍微超過負(fù)荷邊界值BG。但須保證該負(fù)荷值B關(guān)于例如為10s和/或360s的預(yù)定時(shí)間間隔平均不超過負(fù)荷邊界值BG、在此為法定SAR極限BG。
為此，如上所述，將瞬時(shí)負(fù)荷值B傳輸給負(fù)荷控制單元12，其負(fù)責(zé)使在預(yù)定的條件下遵守邊界值。
為此圖4示出安裝本發(fā)明方法的實(shí)施例的簡化流程圖。在此首先沿時(shí)間軸t顯示由發(fā)送裝置8發(fā)送的多個高頻脈沖Hi，i＝1，2，3，4，5，…。其下同樣沿時(shí)間軸t示出表示高頻脈沖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沖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(shí)刻確定位置值Pi，i＝1，2，3，4，5，…。然后借助這些位置值Pi確定與位置相關(guān)的作用系數(shù)WFi，i＝1，2，3，4，5，…。借助該當(dāng)前作用系數(shù)WFi將各有效測量值Mi換算為負(fù)荷值Bi，i＝1，2，3，4，5，…。
通過在時(shí)間范圍內(nèi)關(guān)于負(fù)荷值B滑動的窗口Δt分別選出多個負(fù)荷值B并將其繼續(xù)處理為控制值BK。由此這里將負(fù)荷值B1、B2、B3處理為第一負(fù)荷控制值BK1。同樣，在一段短時(shí)間之后，通過滑動的窗口Δt選出測量值B2、B3、B4并將其繼續(xù)處理為負(fù)荷控制值BK2。窗口Δt的長度優(yōu)選為10秒或360秒。尤其優(yōu)選的是用例如10秒的窗口進(jìn)行短時(shí)間監(jiān)測，用例如360秒的窗口進(jìn)行長時(shí)間監(jiān)測。
在該例中控制值BK分別從選出的多個負(fù)荷值B中通過形成選出的負(fù)荷值B的平均值來確定。在此出于簡化顯示的考慮，多個選出的負(fù)荷值B只分別包括三個值。根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施該多個數(shù)可以包括任何值。
在另一繼續(xù)處理階段將負(fù)荷控制值BK與由標(biāo)準(zhǔn)給出的負(fù)荷邊界值BG進(jìn)行比較。在此負(fù)荷邊界值尤其可通過標(biāo)準(zhǔn)根據(jù)所涉及患者的體重來確定。在此如果確定負(fù)荷控制值BK大于或等于負(fù)荷邊界值BG，則發(fā)出控制信號KS。負(fù)荷控制單元12的控制信號KS控制輸出15傳送給發(fā)送裝置8，從而使發(fā)送裝置8或其中包含的高頻功率放大裝置至少被臨時(shí)抑制。
最后，請?jiān)俅巫⒁庠诖耸境龊驮敿?xì)描述的方法以及高頻系統(tǒng)及高頻控制裝置僅為本發(fā)明的實(shí)施例，本領(lǐng)域的技術(shù)人員在不脫離本發(fā)明范圍的情況下可以各種方式進(jìn)行修改。尤其是可以與不同于所示出的方式來采集功率測量值。雖然在此以醫(yī)療領(lǐng)域中的磁共振斷層造影系統(tǒng)為例描述了本發(fā)明，但本發(fā)明還可用于其它領(lǐng)域，尤其如科研和/或工業(yè)領(lǐng)域中使用的磁共振斷層造影系統(tǒng)。
權(quán)利要求
1.一種用于在對相對于高頻裝置(2)的發(fā)射場運(yùn)動的檢查對象(O)進(jìn)行磁共振測量期間控制磁共振斷層造影系統(tǒng)(1)的高頻裝置(2)的方法，其中，-該高頻裝置(2)按時(shí)間間隔發(fā)送高頻脈沖(H)；-按時(shí)間間隔測量表示該高頻脈沖(H)的功率的測量值(M)；-按時(shí)間間隔確定表示檢查對象(O)相對于發(fā)射場的當(dāng)前位置的位置值(P)；-借助該測量值(M)和位置值(P)確定表示高頻脈沖(H)對檢查對象(O)的生理作用的負(fù)荷值(B)；-分別基于多個負(fù)荷值(B)構(gòu)成負(fù)荷控制值(BK)；-當(dāng)負(fù)荷控制值(BK)達(dá)到或超過負(fù)荷邊界值(BG)時(shí)，限制該高頻裝置(2)的功能。
2.根據(jù)權(quán)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)位于其上的檢查臺(5)相對于發(fā)射場的當(dāng)前位置。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的方法，其中，確定所述負(fù)荷值(B)包括將所述測量值(M)和與位置相關(guān)的作用系數(shù)(WF)相乘。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其中，所述與位置相關(guān)的作用系數(shù)(WF)是在實(shí)施磁共振測量之前確定的并為在測量中應(yīng)用而存儲。
5.根據(jù)權(quán)利要求1至4中任一項(xiàng)所述的方法，其中，基于磁共振預(yù)測量來確定檢查對象(O)相對于檢查臺(5)的位置和/或所述與位置相關(guān)的作用系數(shù)(WF)。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至5中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述負(fù)荷控制值(BK)基于預(yù)定時(shí)間窗(Δt)內(nèi)的多個負(fù)荷值(B)的和。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，所述負(fù)荷控制值(BK)基于多個用兩個相繼的測量值(M)的測量之間的間隔長度加權(quán)的負(fù)荷值(B)的和。
8.根據(jù)權(quán)利要求1至7中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述時(shí)間窗(Δt)在關(guān)于測量值(M)的時(shí)間范圍內(nèi)滑動。
9.一種具有發(fā)送高頻脈沖(H)的高頻裝置(2)的磁共振斷層造影系統(tǒng)(1)，具有用于在磁共振測量期間使檢查臺(5)連同位于其上的檢查對象(O)一起相對于高頻裝置(2)的發(fā)射場移動的檢查臺控制器(6)；用于測量表示發(fā)送的高頻脈沖(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(gòu)成為-在磁共振測量期間按時(shí)間間隔測量測量值(M)；-在磁共振測量期間按時(shí)間間隔確定表示在測量中檢查對象(O)相對于發(fā)射場的當(dāng)前位置的位置值(P)；-借助該測量值(M)和位置值(P)確定表示高頻脈沖(H)對檢查對象(O)的生理作用的負(fù)荷值(B)；-分別基于多個負(fù)荷值(B)構(gòu)成負(fù)荷控制值(BK)；-當(dāng)負(fù)荷控制值(BK)達(dá)到或超過負(fù)荷邊界值(BG)時(shí)，限制該高頻裝置(2)的功能。
10.一種用于磁共振斷層造影系統(tǒng)(1)的高頻裝置(2)的高頻控制裝置(10)，具有用于輸入表示該高頻脈沖(H)的功率的測量值(M)的測量值輸入端(14)，用于輸入表示檢查對象(O)相對于高頻裝置(2)的發(fā)射場的當(dāng)前位置的位置值(P)的位置值輸入端(16)，以及用于輸出控制信號(KS)的控制信號輸出端(15)，其構(gòu)造為-在磁共振測量期間按時(shí)間間隔測量測量值(M)；-在磁共振測量期間按時(shí)間間隔確定位置值(P)；-借助該測量值(M)和位置值(P)確定表示高頻脈沖(HB)對承受高頻脈沖(H)的檢查對象(O)的生理作用的負(fù)荷值(B)；-分別基于多個負(fù)荷值(B)構(gòu)成負(fù)荷控制值(BK)；以及-當(dāng)負(fù)荷控制值(BK)達(dá)到或超過負(fù)荷邊界值(BG)時(shí)，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(fā)明涉及一種用于在對相對于高頻裝置(2)的發(fā)射場運(yùn)動的檢查對象進(jìn)行磁共振測量期間控制磁共振斷層造影系統(tǒng)(1)的高頻裝置(2)的方法，其中，高頻裝置(2)按時(shí)間間隔發(fā)送高頻脈沖并按時(shí)間間隔測量測量值。按時(shí)間間隔確定表示檢查對象相對于發(fā)射場的當(dāng)前位置的位置值。借助測量值和位置值確定表示高頻脈沖對承受高頻脈沖的檢查對象生理作用的負(fù)荷值；分別基于多個負(fù)荷值構(gòu)成負(fù)荷控制值；當(dāng)負(fù)荷控制值達(dá)到或超過負(fù)荷邊界值時(shí)，限制高頻裝置(2)的功能。此外還涉及實(shí)施該方法的具有相應(yīng)高頻裝置(2)和高頻控制裝置(10)的磁共振斷層造影系統(tǒng)(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(yōu)先權(quán)日2005年2月21日
發(fā)明者沃爾夫?qū)け葼栠~耶, 克勞斯·路德維格, 沃爾克·施內(nèi)特 申請人:西門子公司