本发明涉及一种用于磁共振断层成像设备的高频控制器和一种用于运行磁共振断层成像设备的方法。高频控制器具有控制器和高频功率放大器，该高频功率放大器在高频功率放大器的信号输入端和信号输出端之间具有与预先确定的频率响应相关的增益。
背景技术：
磁共振断层成像设备是一种成像设备，其为了成像检查对象，将检查对象的核自旋与强的外部磁场对齐，并通过交变磁场激励检查对象的核自旋围绕该对齐进动。从这种激励的状态到具有较小能量的状态的自旋的进动或者返回产生作为响应的也称为磁共振信号的交变磁场，其通过天线接收。
借助梯度磁场在信号上施加位置编码，该位置编码随后可以实现接收的信号与体积元素的关联性。然后，分析接收的信号并且提供检查对象的三维的图像显示。所产生的显示说明自旋的空间密度分布。
为了加速图像采集，给出从通常在z方向上沿着静态b0场彼此并行布置的多个层中同时读取磁共振信号的磁共振断层成像设备。为了激励核自旋，基于为了编码在z轴上施加的磁场梯度，在这些层中在z方向上需要具有不同的拉莫尔频率的交变磁场。各个层的频率间距以及因此多层激励脉冲的带宽在此大致与层的间距成比例，并且是单层的激励脉冲的带宽的倍数。而在磁共振断层成像设备中使用的高频末级或者高频功率放大器对于对应于单个层的带宽几乎是线性的，这使得对于带宽的倍数以合理开销通常仅实现具有例如朝着边缘下降了3db或者6db或者更大的显著下降的频率响应。
为了保护患者免受由高频辐射引起的过高的热负荷，激励脉冲的功率必须被限制到监管规定的高频边界值。这例如可以通过在高频功率放大器的输出端处的功率测量来实现。为了保证在功率传感器故障的情况下的患者的安全性，在此需要冗余的、独立的功率确定，例如基于在高功率放大器的信号输入端处输送的控制脉冲。然而，由于在高频功率放大器中的随后的与频率相关的增益和在频带边缘处的功率下降在此假定向患者辐射的功率过高，并且将控制脉冲限制到不必要地低的功率。结果是降低了信噪比。
与为了患者的安全性而限制功率无关，在不同层中的不均匀的激励还导致具有较小幅值的图像区域，这例如引起具有较低对比度的较暗的图像区域。
技术实现要素：
因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种用于产生激励脉冲的设备和方法，该方法为患者提供一种具有较高安全性的改进的成像。
该技术问题通过根据本发明的设备和根据本发明的方法来解决。
根据本发明的高频控制器具有控制器和高频功率放大器。高频功率放大器在信号输入端和信号输出端之间具有带有预先确定的频率响应的增益。在此，频率响应通常不是恒定的，而是至少对于一些频率与恒定的频率响应偏离了1db、3db、6db、12db或更多。控制器被设计为，用于确定用于多层激励的控制脉冲。例如，可以根据z方向上的梯度场强、期望的层厚度和层的间距来确定控制脉冲。为此，在最简单的情况下可以想到，将所存储的参考脉冲在频率空间中移位和加倍，然后将各个脉冲叠加为控制脉冲。
控制器被设计为，例如通过经由da转换器将数字确定的控制脉冲转换成用于高频功率放大器的模拟信号，将控制脉冲输出到高频功率放大器的信号输入端。在此，高频控制器的控制器被设计为，依据高频功率放大器的预先确定的频率响应来确定用于控制脉冲的高频功率值。在此在本发明的意义中，在高频功率放大器的信号输出端处的测量不视为对于控制脉冲的确定。优选地，为了进行确定，控制器优选地根据控制脉冲或者与频率响应无关的额定控制脉冲，例如通过在对控制脉冲的幅值平方关于持续时间进行积分，计算高频边界值。该计算可以以模拟或数字的方式进行。
在此，该确定依据预先确定的频率响应进行，该频率响应例如已经通过设计时的计算或者通过运行之前的测量被确定了。在此，依据此意味着，将频率响应作为参数输入该确定，例如作为乘数或者加数，使得至少针对一些频率，相对于恒定的频率响应，结果发生了改变。
以有利的方式，考虑高频功率放大器的预先确定的频率响应或与频率相关的增益允许更准确地估计由高频功率放大器输出的功率。由此可以减小与监管的边界值的安全距离并且可以向患者入射更高的有效功率，该功率基于核自旋的更高的更均匀的激励导致具有更高的信噪比的均匀的图像。
根据本发明的用于运行高频控制器的方法共享根据本发明的高频控制器的优点。
本发明还给出了根据本发明的高频控制器的和运行方法的其他有利的实施方式。
在根据本发明的高频控制器的可想到的实施方式中，高频控制器被设计为，为了确定高频功率值，利用高频功率放大器的频率响应对控制脉冲进行加权。例如，控制器可以具有乘法器单元，该乘法器单元根据预先确定的频率响应将在每个频率下的功率与衰减值相乘或者加权。在此，控制器可以通过激励脉冲的傅立叶变换确定在一个频率下的频谱功率。然而，还可以想到，例如通过傅里叶变换根据频率响应确定的滤波器在计算功率时被应用于激励脉冲。
针对激励脉冲根据预先确定的频率响应进行的频谱加权能够实现由高频功率放大器基于激励频率输出的高频功率的简单的并且特别是对于许可可实行的确定。
在根据本发明的高频控制器的可能的实施方式中，高频控制器被设计为，为了产生控制脉冲，利用与频率响应相反的函数对额定控制脉冲进行加权。理想的控制脉冲在此称为额定控制脉冲，其在线性的增益以及线性的频率响应的情况下通过高频功率放大器导致在高频功率放大器的信号输出端处的期望的激励频率。额定控制脉冲与高频功率放大器的频率响应无关。例如通过傅里叶变换根据频率响应确定的滤波器例如可以应用于额定控制脉冲，从而通过将滤波器和频率响应依次应用于额定控制脉冲，额定控制脉冲对应于产生的高频功率频谱。出于安全原因，为了使高频功率值或者其确定与控制脉冲的产生无关，在此还可以想到，在确定时利用高频功率放大器的频率响应对控制脉冲进行加权。但也可以直接根据额定控制脉冲确定高频功率值，该额定控制脉冲通过相反的频率响应与控制脉冲关联。
以有利的方式，例如存储的并且对于其可以直接确定高频功率值的额定控制脉冲可以用作用于限制辐射的高频功率的标准。
在高频控制器的可想到的实施方式中，高频控制器具有与高频功率放大器的信号输出端信号连接的功率计。在此，与功率计连接的高频控制器或者高频控制器的控制器被设计为，在更换患者时确定频率响应，即，当另一名患者定位或已经定位以进行检查时。为此，控制器可以例如通过操作员的干预或者由磁共振断层成像设备控制器触发。例如，控制器为此可以将具有不同频率分量的不同的测量信号施加到高频功率放大器的信号输入端，并利用功率计确定相应频率下的输出的功率。还可以想到，控制器将诸如白噪声的具有宽频谱的测试信号输出到高频功率放大器的信号输入端，其中功率计被设计为，实时地将输出信号数字化并且控制器由此例如通过傅里叶变换确定频谱的功率分布。在此可以想到，检查频率响应的合理性例如是否处于预先确定的值范围内，以识别例如功率计中的误差。
以有利的方式，由此可以考虑例如由通过患者的身体的不同复杂的负载导致的频率响应的变化。
在根据本发明的高频控制器的可能的实施方式中，高频控制器被设计为，将确定的高频功率值与预先确定的高频边界值进行比较。边界值例如可以根据最大的sar功率的监管规定导出。当高频功率值超过高频边界值时，高频控制器的控制器被设计为，用于中断用于多层激励的控制脉冲到高频功率放大器的信号输入端的输出。然而，为了提高安全性还可以想到在高频控制器中的独立的监视电路。为了抑制控制脉冲，例如可以中断到da转换器的输出或者通过开关短路或者中断高频功率放大器的信号输入端。
以有利的方式，由此可以保证患者不会暴露于过高的高频功率。
根据本发明的用于运行高频控制器的方法共享根据本发明的高频控制器的优点。
附图说明
结合下面参照附图更详细地解释的对实施例的描述，会更清楚地且明晰地理解本发明的上述的特性、特征和优点以及将其实现的方式。
附图中：
图1示出了具有根据本发明的高频控制器的磁共振断层成像设备的示例性示意图，
图2示出了根据本发明的高频控制器的示意图，
图3示出了根据本发明的方法的示例性的示意性流程图。
具体实施方式
图1示出了具有根据本发明的高频控制器60的磁共振断层成像设备1的实施方式的示意图。
磁体单元10具有场磁体11，其产生用于将拍摄区域中的样本或者患者100的核自旋对齐的静态磁场b0。拍摄区域布置在患者隧道16中，患者隧道16在纵向方向2上延伸穿过磁体单元10。患者100可以借助患者卧榻30和患者卧榻30的移动单元36移动到拍摄区域中。通常，场磁体11是超导磁体，其可以提供磁通密度高达3t、在最新的装置中甚至更高的磁场。然而，对于较低的场强，也可以使用具有正常导电线圈的永磁体或电磁体。
此外，磁体单元10具有梯度线圈12，梯度线圈12被设计为，为了对检查体积中的所采集的成像区域进行空间区分，在三个空间方向上为磁场b0叠加变化的磁场。梯度线圈12通常是由正常导电的导线制成的线圈，其可以在检查体积中产生相互正交的场。
磁体单元10还具有身体线圈14，其被设计为，用于将经由信号线33传送的高频信号辐射到检查体积中，并且用于接收由患者100发射的共振信号并且经由信号线输出。然而优选地，用于高频信号的发送和/或接收的身体线圈14由局部线圈50代替，其在患者隧道16中靠近患者100布置。然而还可以想到，局部线圈50设计用于发送和接收，并且因此可以去掉身体线圈14。
控制单元20向磁体单元10提供用于梯度线圈12和身体线圈14的不同的信号，并且分析所接收的信号。在此，磁共振断层成像设备控制器23协调子单元。
因此，控制单元20具有梯度控制器21，其被设计为，经由引线为梯度线圈12提供变化的电流，该梯度线圈时间协调地在检查体积中提供期望的梯度场。
此外，控制单元20具有高频单元22，该高频单元22被设计为，借助根据本发明的高频控制器60产生具有预先给定的时间变化、幅值和频谱功率分布的高频脉冲，用于激励患者100中的核自旋的磁共振。在此，可以实现千瓦范围内的脉冲功率。各个单元经由信号总线25彼此连接。
由高频单元22的高频控制器60产生的高频信号经由信号连接被传送给体线圈14，并且被发射到患者100的身体内，以在那里激励核自旋。然而，还可以想到通过一个或多个局部线圈50发射高频信号。
局部线圈50然后优选地接收来自患者100的身体的磁共振信号，因为由于小的距离，局部线圈50的信噪比(snr)比通过身体线圈14接收时更好。由局部线圈50接收的mr信号在局部线圈50中被处理并且被转发到磁共振断层成像设备1的高频单元22，以用于分析和图像采集。优选地，为此使用信号连接33，但是也可以想到例如无线传输。
下面参考图2更详细地描述根据本发明的高频控制器60。
高频控制器60具有控制器61，其与高频功率放大器62的信号输入端64信号连接。高频功率放大器62放大施加在信号输入端64处的控制信号，并由此在信号输出端65处产生具有高达几千瓦功率的高频输出信号，然后该高频输出信号经由作为天线的身体线圈14或者局部线圈50为了激励核自旋而辐射到患者中。为了测量产生的功率可以设置功率计63，该功率计63测量由高频功率放大器62输出到天线的功率，并且经由信号连接将其转发到控制器61。功率计可以例如由定向耦合器和ad转换器构成。在此，可以想到，通过整流器确定平均功率或者实时地进行波形扫描。优选地，以这种方式，辐射的功率由控制器61监视，并且在(例如通过监管规定确定)超过边界值时中断发射，以保证患者的安全并且保证遵守sar边界值。
除了别的之外，控制器61可以产生用于沿z轴2同时激励患者100的身体中的多个层的控制脉冲。在下文中，在高频功率放大器62前面的信号始终被称为控制脉冲，而由高频功率放大器62放大之后在信号输出端65处的控制脉冲被称为激励脉冲，其然后在经由天线出射后激励核自旋。
原则上，这是用于单层的激励脉冲，其由于磁场梯度而在z方向上进行频率移位。用于产生用于单层的激励脉冲的控制脉冲例如可以存储在控制器61的存储器中或者通过参数化的函数分别重新计算。然后，控制器61在频率范围中分别位移单个控制脉冲，并且在必要时缩放幅值和持续时间，并且将不同的单个控制脉冲加和为用于多个层的控制脉冲。然后，控制脉冲可以经由da转换器输出到高频功率放大器62。
然而，功率计63可能有故障并且提供错误的信号。为了在这种情况下不危及患者100，可能需要第二安全机制，以确定和限制激励脉冲的功率。对于高频功率放大器62的已知增益，功率在此可以以如下方式由控制脉冲确定，方式是，例如由控制器61对幅值平方关于控制脉冲的持续时间求和，并且然后相应于高频功率放大器62的增益进行缩放。然而，还可以想到该功能出于安全原因在独立的单元中实现。
在此，高频功率放大器62在用于单层的激励脉冲的频率范围中的增益通常近似恒定。反之，对于多层激励脉冲，带宽是单层激励脉冲的带宽的倍数。在此，高频功率放大器的增益可以设计地向上频率或者下频率下降了1db、3db、6db、12db或更大。频率响应的这种下降的可能原因还是在于高频功率放大器的控制回路，其例如为了保证控制回路的稳定性，仅具有有限的最大跟随速度。由此导致向频带的边缘的频率下降，因为在此控制回路不再能够足够快地跟踪。
反之，根据控制脉冲估计的功率在现有技术中不考虑这种下降。结果是，激励脉冲的功率表面上已经超过边界值并且受到限制，而由于在患者处的较低的增益，还尚未达到边界值。结果是向边缘具有较低信噪比(snr)或较暗的图像。
反之，根据本发明的高频控制器60的控制器61能够在根据控制脉冲估计功率时考虑高频功率放大器62的频率响应的影响。为此，必须首先一次已知频率响应。例如，该频率响应可以基于高频功率放大器62的设计数据计算，并且以表格或参数化的函数的形式存储在控制器61的存储器中。还可以想到，控制器61本身在校准步骤中通过控制器61输出具有不同的已知的频率分量和幅值的测试信号并利用功率计63确定输出的功率来确定频率响应。当功率计对功率求平均时，可以依次使用分别具有仅一个频率的测试信号。如果功率计能够实时地，即，以对应于两倍于要产生的最高频率的扫描频率，来数字化输出信号，则还可以想到，控制器61借助具有已知的频率分布的噪声信号和功率计的信号的傅立叶变换来确定放大器的频率响应。该过程例如可以仅在投入运行时、在服务过程中或者在患者定位在拍摄区域中时分别执行。因此，可以以有利的方式相应地采集频率响应的变化。
在根据本发明的高频控制器60的可能的实施方式中，控制器61针对产生的控制脉冲确定高频功率值。在此，该确定不应被理解为利用功率计63在信号输出端65处进行的功率测量。取而代之的是，控制器利用与频率相关的因数对控制脉冲进行加权，该与频率相关的因数相应于预先确定的频率响应考虑了高频功率放大器62中的随后的与频率相关的增益。可以想到，例如，控制器61执行控制脉冲的傅立叶变换，以便将该信号映射到频率空间并且在那里利预先确定的频率响应进行加权。然而还可以想到，根据频率响应确定具有滤波系数的滤波器，该滤波器相应于频率响应来衰减输入信号。然后，例如在对幅值平方求和，以确定高频功率值之前，控制器61将该滤波器应用于控制信号。在此还可以想到，在控制器61中设置独立的计算单元，其独立于确定控制脉冲的单元。因此，可以保证控制脉冲的产生和监视的独立性。
然而，在根据本发明的高频控制器的另外的实施方式中还可以想到，控制器61首先确定额定控制脉冲，其将会对应于在高频功率放大器62的线性频率响应情况下的期望的多层激励。然后，控制器61借助滤波器根据额定控制脉冲产生控制脉冲。在此，滤波器根据高频功率放大器62的频率响应确定为，使得使用具有高频功率放大器62的随后的频率响应的滤波器导致由控制器61和高频功率放大器62组成的系统关于额定控制脉冲的基本上线性的频率响应。在此，控制器可以根据额定控制脉冲确定高频功率值，该高频功率值经由与频率响应相关的滤波器与控制脉冲相关。在此，在本发明的意义中，实现期望的线性化的任意设备或者运算都可以被视为滤波器。可以想到的方式是借助傅里叶变换将额定控制脉冲变换到频率空间，乘以衰减因数的倒数，然后再变换回时域。另一种可能性是时域中的滤波器，其系数根据或者依据高频功率放大器62的频率响应来确定。
在优选的实施方式中，高频控制器60将确定的高频功率值与预先确定的高频边界值进行比较。优选地，这在控制器61中通过比较器实现。当高频功率值超过高频边界值时，控制器61中断向高频功率放大器62输出控制脉冲。这可以通过控制器向da转换器仅输出对应于幅值为零的恒定值来实现。还可以想到，比较器直接控制中断控制器61与高频功率放大器62的信号输入端64之间的信号连接的开关。以这种方式，通过独立的开关电路保证了患者的安全。
在图3中以可想到的顺序示出了根据本发明的方法的步骤。
在步骤s10中，例如通过控制器61向高频功率放大器62的信号输入端64输出具有不同的频率分量的测试信号并且通过功率计63确定由高频功率放大器62在信号输出端65上输出的、作为对检查信号的响应输出的高频信号的功率，控制器61确定高功率放大器62的频率响应。该步骤可以例如在安装磁共振断层成像设备时、在维护活动之后或者在定位新患者时实施。然而还可以想到，在设计或者制造高频功率放大器62时确定频率响应，并且然后将其存储在控制器61中。
在步骤s20中，控制器61确定用于多层激励的控制脉冲。例如，可以根据z方向上的梯度场强、期望的层厚度和层的间距来确定控制脉冲。为此，用于单层的控制脉冲可以根据期望的位置沿z轴位移了与梯度相关的频率。幅值取决于期望的激励强度。多个这种频率位移的单层控制脉冲然后可以通过相加叠加为多层控制脉冲。
在步骤s30中，控制器61或另一个单元优选地从控制脉冲或者产生控制脉冲的与频率响应无关的额定控制脉冲中，依据高频功率放大器的预先确定的频率响应确定用于控制脉冲的高频边界值。例如，控制器61可以利用傅里叶变换将控制信号变换到频域，在那里将高频功率放大器62的预先确定的频率响应应用于控制信号并且然后再变换回时域。然而，还可以确定时域中的与此等效的滤波器并将其应用于控制信号。通过幅值平方可以确定用于控制信号的高频功率值。此外，借助关于时间的积分可以确定对于功率的平均值或者每单位时间的能量量。然而，还可以根据额定控制脉冲确定高频功率值，该高频功率值通过高频功率放大器的频率响应与用于控制脉冲的对应的高频功率值相关联。然而，根据本发明，步骤s30不涉及例如借助功率计63在信号输出端65处直接测量高频功率放大器62的输出功率。
在步骤s40中，高频控制器60将所确定的高频功率值与预先确定的高频边界值进行比较，如其例如通过对于sar的监管规定能够预先给定的。高频边界值例如可以通过缩放到照射的体积从sar边界值导出。这种比较可以通过控制器61或者独立的单元实现。
当超过高频边界值时，在步骤s50中，控制器61或独立的单元中断控制脉冲到高频功率放大器62的输出。
给出的步骤的顺序是一种可能，然而完全可以在本发明的范围内进行变化而不脱离本发明的保护。例如，步骤s10仅需要一次或可以在不同的时间点重复。步骤s20也可以例如在序列设计时，仅在序列的开始或者在每个单独的控制脉冲之前进行。
尽管通过优选的实施例进一步阐述和描述了本发明，但是本发明不限于所公开的示例，并且本领域技术人员可以从中导出其它方案，而不脱离本发明的保护范围。