产生激励脉冲、激励血管内自旋和血管造影的方法及设备的制作方法
【专利摘要】本发明涉及一种用于与磁场梯度曲线一起产生HF激励脉冲的方法，以便利用磁共振设备激励任意形状的体积。该方法包括以下步骤：准备所述体积位于其中的体积片段，从而在随后的采集MR信号的步骤中仅在所述体积内部的自旋产生MR信号部分。沿着K空间的轨迹采集来自于该体积片段的MR信号。在此在采集期间接通至少一个磁场梯度，以便沿着该轨迹扫描K空间。相应于在时间上反转的采集的MR信号产生所述HF激励脉冲，并且与用于扫描K空间的至少一个磁场梯度的在时间上反转的曲线相应地产生所述梯度曲线。
【专利说明】产生激励脉冲、激励血管内自旋和血管造影的方法及设备
【技术领域】
[0001]本发明涉及一种用于产生HF激励脉冲的方法，利用所述HF激励脉冲可以激励任意形状的体积。此外，本发明涉及一种能够用来有针对地仅激励血管内部的自旋的方法。最后，本发明涉及一种用来借助这两种其他方法建立MR血管造影图像的方法，以及用于执行按照本发明的方法的相应磁共振设备。
【背景技术】
[0002]在特定于血管的血管造影或在灌注测量中将在一个或在多个血管中(特别是动脉中)的自旋有针对地激励或饱和，这也称为“贴标签”。然后可以根据在血管内部的流动或灌注跟踪这些自旋的运动。为此，这样选择由HF激励脉冲激励的激励体积，使得仅感兴趣血管(而不是其他血管)处于激励体积中。理想地，这样选择HF激励脉冲，使得其仅激励感兴趣血管(而不是围绕感兴趣区域的区域)。为此按照现有技术使用选择性的HF激励脉冲，其中利用多个HF天线的激励可以是有利的。
[0003]在J.T.Schneider 等人的“Selective Labeling of Moving Spins usingParallel3D Spatially Selective Excitation”, Proc.1ntl.Soc.Reson.Med.20, 2012,第640页中描述了，可以如何在三维空间中有针对地利用多个HF天线激励血管内的自旋。
[0004]为了有针对地激励一段 血管，按照现有技术必须解决以下两个任务:
[0005].必须确定该段血管的空间位置和空间尺寸。
[0006].必须计算仅激励该段血管内的自旋的HF激励脉冲。
【发明内容】
[0007]本发明要解决的技术问题是，简化用于有针对地激励血管的HF激励脉冲的产生，以便特别地以简单的方式建立MR血管造影图像。
[0008]按照本发明上述技术问题通过按照本发明的用于产生HF激励脉冲的方法、通过按照本发明的用于有针对地激励血管内的自旋的方法、通过按照本发明的用于建立MR血管造影图像的方法、通过按照本发明的磁共振设备、通过按照本发明的计算机程序产品和通过按照本发明的电子可读数据载体来解决。
[0009]在本发明的范围内，提供了一种用于与磁场梯度曲线一起产生HF激励脉冲(或多个HF激励脉冲)的方法，以便由此利用磁共振设备激励(仅)一个任意形状的体积。该方法包括以下步骤:
[0010]?准备其中布置有所述体积的体积片段，从而在其中采集MR信号的随后步骤中基本上仅在体积内部的(而不是体积外部的)自旋提供MR信号部分。例如可以将体积片段中的自旋这样准备(例如饱和)，使得这些自旋与新流入该体积中并且由此流入该体积片段中的那些自旋相区别。该准备步骤相应地负责，在紧接着的步骤中(几乎)仅采集源自该体积的MR信号。
[0011].沿着K空间的轨迹采集来自于该体积片段的MR信号。在此在MR信号的采集期间接通一个或多个磁场梯度，以便沿着该轨迹扫描K空间。通过特别地将该体积片段布置和准备为使得仅新流入该体积的自旋提供MR信号部分，在该步骤中仅采集该体积内部的自旋的MR信号部分。
[0012].现在产生用于有针对地激励该体积的HF激励脉冲，方法是在时间上反转所采集的MR信号。与用于有针对地激励该体积的HF激励脉冲一起入射的、所求的磁场梯度曲线，与为了沿着轨迹扫描K空间而使用的该磁场梯度或这些磁场梯度的在时间上反转的曲线相应。
[0013]按照本发明采用在激励和MR信号的接收之间的倒易的原理或者说互易原理
(Reziprozitatsprizip ),来产生用于有针对地激励任意形状的体积的HF激励脉冲。按照该
倒易的原理成立的是，所采集的、具有预定的空间分布(即仅特定体积的自旋提供该MR信号)的并且以特定的K空间轨迹拍摄的MR信号，可以在时间上反转地作为HF激励脉冲被采用，以便激励相同的空间结构，该结构具有采集的MR信号(即以便仅激励在该体积内部的自旋)，即使与HF激励脉冲同时入射的梯度与用于扫描K空间的梯度相比是在时间上反转的。
[0014]该倒易的原理例如在K.Vahedipour 等人的 “Direct method for paralleltransmit pulse design by time-reversal of the small-tip angle excitation，，, Proc.1ntl.Soc.Reson.Med.20，2012，第 637 页和在 T.Stocker 等人的 “RevisUting RFFeedback Pulses:Encoding Image Contrast during Excitation，，，Proc.1ntl.Soc.Reson.Med.20, 2012,第639页中描述。然而在这些文献中，作为产生HF激励脉冲的基础的MR信号是通过仿真建立的。
[0015]在本发明中要注意，采集的MR信号在时间上反转地(即最后采集的MR信号部分首先或按照时间上相反的顺序)作为HF激励脉冲被入射。此外必须在HF激励脉冲的入射期间这样接通磁场梯度，使得各自的磁场梯度的曲线与相应的、用来在采集MR信号的情况下扫描K空间的磁场梯度的时间上反转的曲线相应。
[0016]本发明提供优点，即可以自动确定仅激励该体积的HF激励脉冲，无需事先知道该体积的(例如血管的)精确的空间位置和伸展。有利地例如足够的是，仅粗略知道待检查的血管的位置。尽管如此，按照本发明产生的HF激励脉冲精确地仅激励该血管，因为其从仅源自该血管的MR信号出发被产生。由此所求的HF激励脉冲的产生也不是如同目前按照现有技术那样费时的。
[0017]此外，与现有技术相比通过按照本发明的方式也产生更少的伪影。因为为了扫描K空间以采集从中导出HF激励脉冲的MR信号，采用与后面在入射HF激励脉冲以有针对地激励体积的情况下非常类似的(仅在时间上颠倒的或反转的)磁场梯度曲线，所以可以假定，(在扫描K空间时和在入射HF激励脉冲时的)两个磁场梯度曲线是几乎相同的(相同的硬件被两次以相同的方式控制)。如果相反在现有技术中在入射HF激励脉冲的情况下必须接通前面计算的磁场梯度曲线，则由于硬件难可及性而总是导致在所计算的磁场梯度曲线和最后由磁共振设备产生的磁场梯度曲线之间的偏差，这会不利地导致伪影。
[0018]待产生的HF激励脉冲可以用于有针对地激励(一层中特定区域的)任意形状的三维体积或二维体积。在此有针对地激励体积理解为(几乎)仅激励该体积，而在该体积外部的区域(几乎)不被激励。
[0019]如前面已经提到的，体积片段的准备可以包括体积片段中自旋的饱和或反转。在采集MR信号的情况下则仅采集新流入该体积的(并且由此非饱和的或非反转的)自旋的MR信号部分。
[0020]该准备和MR信号的随后采集可以与血管造影拍摄的建立，例如TOF (“Time ofFlight”)血管造影的血管造影图像的建立相同。
[0021]通常HF激励脉冲具有小于30°的翻转角。
[0022]然而也可以的是，HF激励脉冲具有30°或更大的翻转角。但是在这种情况下还必须取决于翻转角的大小并取决于采集的MR信号来匹配或改变HF激励脉冲，由此相应匹配的HF激励脉冲仅激励该体积。
[0023]按照本发明由一个HF天线采集MR信号，从所述HF天线然后也发出HF激励脉冲。然而也可以同时利用多个HF天线采集MR信号。在这种情况下待产生的选择性HF激励脉冲也同时从这些多个HF天线入射。在此由各自的HF天线入射的HF激励脉冲的曲线分别与由各自的HF天线在沿着轨迹扫描K空间的情况下采集的MR信号的在时间上反转的曲线相应。在利用多个HF天线入射HF激励脉冲的情况下，再次按照在时间上反转的方式接通为了扫描K空间而接通的磁场梯度曲线。
[0024]在产生HF激励脉冲的情况下采用多个HF天线或多个信道与采用仅一个HF天线相比具有优点，即其中入射HF激励脉冲的持续时间在采用多个HF天线的情况下可以保持为比仅由一个HF天线入射HF激励脉冲时更短。
[0025]在一种优选的按照本发明的实施方式中，体积片段的准备步骤也包括体积片段的确定。在此这样确定体积片段，使得该体积片段除了该体积之外不包括具有与该体积类似的特性的其他体积。
[0026]换言之，这样确定体积片段，使得例如在多个类似体积(例如血管)中仅期望的体积(例如期望的血管)位于体积片段内部。如果例如应当利用待产生的HF激励脉冲来有针对地激励特定的血管，在该血管附近还有另一个类似大小的血管，则这样选择体积片段，使得仅特定的血管而不是其他血管位于该体积片段内。如果体积片段是二维层，则例如可以这样选择(这样翻转)该层，使得仅期望的体积或血管位于该层内部。
[0027]要指出，按照本发明也可以的是，利用同一个HF激励脉冲不仅可以激励一个体积，而且可以激励多个体积。为了利用同一个HF激励脉冲来激励(该体积片段内部的)多个体积，必须确保，在采集MR信号的情况下(仅)采集所有这些体积的MR信号部分。
[0028]在本发明的范围内还提供一种用于利用磁共振设备有针对地激励血管内部的自旋的方法。在此，该血管相应于任意形状的体积并且与所需的磁场梯度曲线一起按照前面描述的按照本发明的用于产生HF激励脉冲的方法来产生HF激励脉冲。
[0029]此外，在本发明的范围内提供一种用于借助磁共振设备建立活的检查对象的预定体积片段的MR血管造影图像的方法。
[0030].利用前面描述的按照本发明的用于有针对地激励自旋的方法来激励仅在体积片段内的血管中的自旋。
[0031].在血管中的自旋被激励之后，通过对K空间的相应采样来采集来自于体积片段的MR数据。[0032].从这些这样采集的MR数据中产生体积片段的MR血管造影图像。
[0033]要指出的是，在按照本发明的用于有针对地激励一个或多个血管内的自旋的方法中以及在按照本发明的用于建立MR血管造影图像的方法中可以采用所谓的pTX技术，在该技术中利用多个并行工作的HF天线产生HF激励。
[0034]在本发明的范围中，还提供了一种用于与磁场梯度曲线一起产生HF激励脉冲以激励任意形状的体积的磁共振设备。在此，磁共振设备包括基本场磁体、梯度场系统、至少一个HF发送/接收天线、至少一个接收线圈元件和控制装置。控制装置用于控制梯度场系统和至少一个HF发送/接收天线。此外控制装置构造为，用于接收由至少一个HF发送/接收天线或由至少一个接收线圈元件采集的测量信号。磁共振设备构造为，用于准备体积位于其中的体积片段，使得在MR信号的随后采集中仅在体积内部的自旋提供MR信号部分。此外磁共振设备构造为，在磁共振设备同时接通一个或多个梯度以沿着轨迹扫描K空间期间，用于沿着K空间的轨迹采集来自于体积片段的MR信号。控制装置构造为，用于产生与时间上反转的采集的MR信号相应的HF激励脉冲，和产生与用于扫描K空间的一个或多个梯度的时间上反转的曲线相应的磁场梯度曲线。
[0035]按照本发明的磁共振设备的优点本质上相应于前面详细描述的按照本发明的方法的优点，从而在此不再重复。
[0036]此外，本发明描述了 一种计算机程序产品，特别是计算机程序或软件，其可以加载到磁共振设备的可编程控制装置或计算单元的存储器中。当计算机程序产品在控制装置中运行时，利用该计算机程序产品可以执行按照本发明的方法的全部或各个前面描述的不同实施方式。在此计算机程序产品可能需要程序部件，例如，程序库和辅助函数，以便实现所述方法的相应实施方式。换言之，利用针对计算机程序产品的权利要求特别地要求保护一种软件，利用所述软件可以执行按照本发明的方法的上述实施方式之一或者说该软件执行该实施方式。在此，软件可以是尚需编译和链接或仅需解释的源代码(例如C++)，或者是为了执行仅还需加载到相应的计算单元或控制装置中去的可执行的软件代码。
[0037]最后，本发明公开了一种电子可读数据载体，例如DVD、磁带或USB棒，其上存储了电子可读控制信息，特别是软件(见以上)。当这些控制信息(软件)从数据载体读取并且存储到磁共振设备的控制装置或计算单元中时，可以执行前面描述的方法的所有按照本发明的实施方式。
[0038]本发明特别地适合于特定于血管的血管造影或灌注测量。当然本发明不限于该优选应用范围，因为例如也可以应用本发明来产生对于任意形状的体积的HF激励脉冲，而不必随后采用该HF激励脉冲以便用于血管造影或灌注测量。
【专利附图】
【附图说明】
[0039]以下借助附图结合按照本发明的实施方式详细解释本发明。其中，
[0040]图1示出按照本发明的磁共振设备。
[0041 ]图2借助序列图示出，如何按照本发明来建立用于有针对地激励血管的HF激励脉冲。
[0042]图3示意性示出具有待激励的体积的预定的体积片段。
[0043]图4示出按照本发明的用于产生HF激励脉冲的方法的流程图。【具体实施方式】
[0044]图1示出(磁共振成像或者说核自旋断层造影设备的)磁共振设备5的示意图。在此基本场磁体I产生用于将检查对象O的、例如卧于磁共振设备5中的台23上被检查的人体的待检查的部分的体积片段中的核自旋极化或对齐的时间上恒定的强磁场。对于核自旋共振测量所需的、基本场磁体的高均匀性在典型的球形测量体积M中定义，人体的待检查的部分布置在所述测量体积中。为了支持均匀性要求和特别是为了消除时间上不可变的影响在合适的位置上安装由铁磁材料构成的所谓匀场片。时间上可变的影响通过匀场线圈2消除。
[0045]在基本场磁体I中采用由三个子绕组组成的圆柱形梯度场系统3。每个子绕组由放大器提供电流，以便产生在笛卡尔坐标系的各自的方向上的线性(以及时间上可变的)梯度场。梯度场系统3的第一子绕组在此产生在X方向上的梯度Gx，第二子绕组产生在y方向上的梯度Gy并且第三子绕组产生在ζ方向上的梯度Gz。放大器包括数字-模拟转换器，其由用于时间正确地产生梯度脉冲的序列控制器18控制。
[0046]在梯度场系统3内部具有一个(或多个)高频天线4，其将由高频功率放大器输出的高频脉冲转换为用于待检查的对象O的或者说对象O的待检查的区域的核的激励和核自旋对齐的磁交变场以及采集MR信号。每个高频天线4由以环形、优选线形或矩阵形布置组件线圈的形式的一个或多个HF发送线圈和一个或多个HF接收线圈组成。由各自的高频天线4的HF接收线圈将从进动(prazedierend )的核自旋发出的交变场，即通常从由一个或多个高频脉冲和一个或多个梯度脉冲组成的脉冲序列引起的核自旋回波信号，转换为电压(测量信号)，其通过放大器7传输到高频系统22的高频接收信道8。作为磁共振设备5的控制装置10的部分的高频系统22，还包括发送信道9，在所述发送信道中产生用于激励核磁共振的高频脉冲。在此各自的高频脉冲根据由设备计算机20规定的脉冲序列而在序列控制器18中数字地作为复数序列示出。该数字序列作为实部和虚部分别通过输入端12传输到高频系统22中的数字-模拟转换器并且从该转换器传输到发送信道9。在发送信道9中脉冲序列被调制到高频载波信号上，其基频相应于中频。
[0047]发送运行到接收运行的转换通过发送-接收转换器6进行。高频天线4的HF发送线圈发出用于激励核自旋的高频脉冲到测量体积M中并且产生的回波信号通过HF接收线圈采样。相应获得的核共振信号在高频系统22的接收信道8’中(第一解调器)相位敏感地解调到中频并且在模拟-数字转换器(ADC)中数字化。该信号还被解调到频率O。到频率O的解调和到实部和虚部的分离在数字域中数字化之后在第二接收信道8 (第二解调器)中进行。通过图像计算机17从这样获得的测量数据中重建MR图像或三维图像数据组。测量数据、图像数据和控制程序的管理通过设备计算机20进行。利用控制程序的规定，序列控制器18控制分别期望的脉冲序列的产生和K空间的相应采样。特别地，序列控制器18在此控制梯度的时间正确的接通、具有已定义的相位幅度的高频脉冲的发送以及核共振信号的接收。对于高频系统22和序列控制器18的时基由合成器19提供。用于产生MR血管造影图像的、例如存储在DVD21上的相应控制程序的选择，以及产生的MR图像的显示通过终端13进行，该终端包括键盘15、鼠标16和显示器14。
[0048]图2以序列图的形式示出了，如何按照本发明产生用于有针对地激励血管的HF激励脉冲32。
[0049]在第一步骤中，如以下更详细利用图3解释的那样，准备血管35位于其中的预定体积片段34。然后在接通梯度Gx-Gz期间入射HF脉冲31，由此激励体积片段。然后从体积片段34采集MR信号33，方法是沿着轨迹扫描K空间。轨迹的历程在此通过在采集MR信号33期间接通的梯度Gx、Gy确定。
[0050]所求的HF激励脉冲32按照时间上反转的方式相应于采集的MR信号33，如在以下等式(I)中所示。
[0051]HF (t) =s (T~t) (I)
[0052]在此HF⑴相应于HF激励脉冲32的时间曲线并且s⑴相应于采集的MR信号的时间曲线。T相应于持续时间，在所述持续时间期间扫描K空间或者说采集MR信号33并且在所述持续时间期间稍后入射用于选择性激励血管35的HF激励脉冲。
[0053]在入射HF激励脉冲32以有针对地仅激励血管内部的自旋期间，接通梯度Gx’、Gy ’，所述梯度按照时间上反转的形式相应于为扫描K空间而接通的梯度Gx、Gy。
[0054]相应地，梯度Gx’的时间曲线符合以下等式(2)而梯度Gy’的时间曲线满足等式(3)。
[0055]Gx，(t) =Gx (T~t) (2)
[0056]Gy，(t) =Gy(T~t) (3)
[0057]在图3中示意性示出了预定的体积片段34和位于预定的体积片段34内部的待激励的血管35。
[0058]为了产生所求的HF激励脉冲32，将预定体积片段34内部的自旋饱和或反转。当随后激励体积片段34并且从体积片段34采集了 MR信号33时，该MR信号33仅由新流入体积片段34或者说流入血管35的自旋产生。来自于血管35的MR信号33的产生和随后的采集相应于在MR血管造影测量中的工作方式。
[0059]图4示出了按照本发明的方法的流程图。
[0060]在第一步骤SI中这样准备体积片段34，使得仅体积或血管35中的自旋在随后的测量中产生MR信号部分。该准备例如可以通过利用磁共振设备5将体积34的自旋饱和或反转来进行。
[0061]在随后的步骤S2中从体积片段34采集MR信号33，方法是沿着预定的轨迹扫描K空间。从该MR信号33出发在后面的步骤S3中这样产生HF激励脉冲32，使得其相应于时间上反转的MR信号33。
[0062]根据激励和在MR信号的接收之间的倒易的原理，这样产生的HF激励脉冲32的入射仅激励血管35内部的自旋，如果同时接通梯度Gx’、Gy ’的话，所述梯度以时间上的反转相应于用于沿着轨迹扫描K空间的梯度Gx、Gy。
【权利要求】
1.一种用于与磁场梯度曲线(Gx’ ,G；)一起产生HF激励脉冲(32)的方法，以便利用磁共振设备(5)激励任意形状的体积(35)，该方法包括以下步骤: 准备所述体积(35)位于其中的体积片段(34)，从而在随后的采集MR信号(33)的步骤中仅在所述体积(35 )内部的自旋产生MR信号部分， 沿着K空间的轨迹采集来自于该体积片段(34)的MR信号(33 )，其中，在采集期间接通至少一个磁场梯度(Gx，Gy),以便沿着该轨迹扫描K空间，和 相应于在时间上反转的采集的MR信号(33)产生所述HF激励脉冲(32)，并且与用于扫描K空间的至少一个磁场梯度(Gx，Gy)的在时间上反转的曲线相应地产生所述梯度曲线(Gx，Gy )。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述体积片段(34)的准备包括所述体积片段(34)中自旋的饱和或反转，并且MR信号(33)的采集包括在所述准备步骤之后流入到所述体积(35)中的运动的自旋的MR信号部分的采集。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，产生具有小于30°翻转角的所述HF激励脉冲(32)。
4.根据权利要求1或2所述的方法，特征在于，产生具有不小于30°翻转角的所述HF激励脉冲(32)，并且 取决于翻转角的大小并取决于所采集的MR信号(33)来匹配所述HF激励脉冲(32)，以便仅激励所述体积(35)。
5.根据所述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，· 利用多个HF天线(4)同时入射待产生的HF激励脉冲(32)， 在采集的步骤中每个HF天线(4)采集MR信号(33)，并且 由每个HF天线(4)待入射的HF激励脉冲(33)与在时间上反转的、由各自的HF天线(4)所采集的MR信号(33)相应。
6.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，所述准备这样包括体积片段(34)的确定，使得所确定的体积片段(34)除了所述体积(35)之外不包括具有与该体积(35)类似的特性的其他体积。
7.一种用于利用磁共振设备(5)有针对地激励血管(35)内部的自旋的方法，包括以下步骤: 按照前述权利要求1-6中任一项所述的方法来与梯度曲线(Gx’，Gy’)一起产生HF激励脉冲(32)，其中，所述血管相应于任意形状的体积(35)，并且 与所述磁场梯度曲线(Gx’，G；) 一起入射所述HF激励脉冲(32)，以便有针对性地仅激励在该血管(35)内部的自旋。
8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，利用多个HF天线(4)同时入射所述HF激励脉冲(32)。
9.一种用于借助磁共振设备(5)建立活的检查对象(O)的预定体积片段(34)的MR血管造影图像的方法，其中，所述方法包括以下步骤: 利用按照权利要求7或8所述的方法有针对地激励在体积片段(34)内的血管(35)中的自旋。 采集在所述体积片段(34)中的MR数据，和从所述MR数据出发建立MR血管造影图像。
10.一种磁共振设备，用于与梯度曲线(Gx’，G；) 一起产生HF激励脉冲(32)以便激励任意形状的体积(35)，其中，所述磁共振设备(5)包括:基本场磁体(1);梯度场系统(3);至少一个HF天线(4);至少一个接收线圈元件；控制装置，用于所述控制梯度场系统(3)和至少一个HF天线(4)、用于接收由所述至少一个HF天线(4)所接收的测量信号和用于评估所述测量信号和用于建立MR数据， 其中，所述磁共振设备(5)被构造为，用于准备所述体积(35)位于其中的体积片段(34)，使得在MR信号(33)的随后采集中仅在所述体积(35)内部的自旋产生MR信号部分，并且用于在磁共振设备(5)同时接通至少一个梯度(Gx，Gy)以沿着轨迹扫描K空间期间沿着K空间的轨迹采集来自于体积片段(34)的MR信号(33)，并且其中，所述控制装置(10)被构造为，用于与时间上反转的采集的MR信号(33)相应地产生HF激励脉冲(32)，和与所述至少一个梯度(Gx，Gy)的时间上反转的曲线相应地产生用于扫描K空间的梯度曲线(Gx’，Gy K
11.根据权利要求10所述的磁共振设备，其特征在于，所述磁共振设备(5)被构造为用于执行按照权利要求1-9中任一项所述的方法。
12.—种计算机程序产品，其包括程序并且能够直接加载到磁共振设备(5)的可编程控制装置(10)的存储器中，具有程序部件，用于当所述程序在磁共振设备(5)的控制装置(10)中运行时，执行按照权利要求1-9中任一项所述方法的全部步骤。
13.一种电子可读数据载体，其上存储有电子可读控制信息，所述控制信息这样构造，使得其在磁共振设备(5)的控制装置(10)中使用所述数据载体(21)时执行按照权利要求1-9中任一项所述的方 法。
【文档编号】G01R33/48GK103852738SQ201310615990
【公开日】2014年6月11日 申请日期:2013年11月27日 优先权日:2012年12月6日
【发明者】H-P.福兹 申请人:西门子公司