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1、(10)授权公告号 CN 101199419 B (45)授权公告日 2011.08.10 CN 101199419 B *CN101199419B* (21)申请号 200710196446.6 (22)申请日 2007.12.03 102006058332.9 2006.12.11 DE A61B 5/055(2006.01) A61B 5/0456(2006.01) A61B 5/0402(2006.01) G01R 33/567(2006.01) (73)专利权人 西门子公司 地址 德国慕尼黑 (72)发明人 迈克尔弗兰克 斯蒂芬默克尔 厄恩斯特马斯塔法 赫尔穆特罗贝尔 (74)专利代。
2、理机构 北京市柳沈律师事务所 11105 代理人 谢强 CN 1879557 A,2006.12.20, 权利要求 1-9， 说明书第 3 页 3 行 - 第 4 页 11 行、 图 1-2. US 6070097 A,2000.05.30, 全文 . US 5987348 A,1999.11.16, 全文 . (54) 发明名称 利用心电图信号控制磁共振设备的测量的方 法 (57) 摘要 利用心电图信号控制磁共振设备的测量的方 法， 包括下列步骤 ： a) 通过至少两个信道采集心 电图信号 ； b) 对第一信道进行信号处理， 其中， 心 电图信号在第一处理分支中被送至低频滤器和导 数数值形成。
3、器中， 将输出信号与一个从阈值形成 器提供的阈值进行比较， 从而得到第一比较结果 ； c) 在第二信号处理分支进行信号处理， 其中， 将 心电图信号在第二处理分支中送至导数形成器并 且与上限阈值和下限阈值进行比较， 从而得到第 二比较结果 ； d) 对于第二和可能现有的其他信道 进行步骤 b) 和 c) ； e) 在加权逻辑电路中分析对 于所有信道的所有第一和第二比较结果 ； 并且 f) 根据该加权逻辑电路的结果触发磁共振设备的测 量。 (30)优先权数据 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 马薇 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书 2 页 说明书。
4、 4 页 附图 3 页 CN 101199419 B1/2 页 2 1. 一种根据心电图信号控制磁共振设备的测量的方法， 包括下列步骤 ： a) 通过至少两个信道采集心电图信号 ； b) 对于第一信道进行信号处理， 其中， 心电图信号在第一处理分支中被送至低频滤波 器和导数数值形成器中， 将输出信号与从阈值形成器提供的阈值进行比较， 从而得到第一 比较结果 ； c) 在第二信号处理分支中进行信号处理， 其中， 在第二处理分支中将心电图信号送至 导数形成器并且与上限阈值和下限阈值进行比较， 从而得到第二比较结果 ； d) 对于第二和可能现有的其他信道进行步骤 b) 和 c) ； e) 在加权逻辑。
5、电路中分析对于所有信道的所有第一和第二比较结果 ； 并且 f) 根据该加权逻辑电路的结果触发磁共振设备的测量。 2. 如权利要求 1 所述的方法， 其特征在于， 在方法步骤 f) 中， 在触发时刻， 分别周期地 通过触发来激活 MR 测量。 3. 如权利要求 2 所述的方法， 其特征在于， 所述触发是带有一个设定的延迟时间的触 发。 4.如权利要求1所述的方法， 其特征在于， 在方法步骤f)中相对于触发时刻MR测量在 一个可设定的开启时间之后被启动并且该 MR 测量在一个可设定结束时间之后被结束。 5.如权利要求1所述的方法， 其特征在于， 在方法步骤f)中， 无触发地进行MR测量， 并 且根。
6、据心电图信号为所采集的 MR 测量数据添加时戳。 6.如权利要求5所述的方法， 其特征在于， 利用心电图信号对MR测量数据进行校正， 并 且进行内插。 7. 如以上权利要求中任一项所述的方法， 其特征在于， 导数数值形成器建立心电图信 号的第一或第二数学导数的数值， 或者两者的组合。 8.如权利要求1至6中任一项所述的方法， 其中， 导数形成器建立心电图的数学导数或 其数值。 9.如权利要求1至6中任一项所述的方法， 其特征在于， 对于所有信道的信号处理基本 上同时进行。 10. 如权利要求 1 至 6 中任一项所述的方法， 其特征在于， 在一个加权逻辑电路中分析 一个信道的第一比较结果和第二。
7、比较结果， 而且将加权逻辑电路的所有结果都送至另一个 加权逻辑电路中， 根据后者的结果触发磁共振设备的测量。 11. 如权利要求 1 至 6 中任一项所述的方法， 其特征在于， 在第一个加权逻辑电路中分 析所有第一比较结果， 并且在第二加权逻辑电路中分析所有第二比较结果， 其中， 将第一和 第二加权逻辑电路的结果送至另一个加权逻辑电路， 根据后者的结果触发磁共振设备的测 量。 12. 如权利要求 1 至 6 中任一项所述的方法， 其特征在于， 在方法步骤 c) 之后， 对于至 少一个信道在第三和 / 或另一个处理分支中进行信号处理。 13. 如权利要求 12 所述的方法， 其特征在于， 在另一。
8、个加权逻辑电路中分析所有第三 和可能的其他的比较结果， 并且将所有加权逻辑电路的结果送至另一个加权逻辑电路中， 根据后者的结果触发磁共振设备的测量。 14. 如权利要求 1 至 6 中任一项所述的方法， 其特征在于， 信号处理包括模式识别的方 权 利 要 求 书 CN 101199419 B2/2 页 3 法、 和 / 或模糊逻辑的应用、 和 / 或滤波与阈值形成的组合。 15. 如权利要求 1 至 6 中任一项所述的方法， 其特征在于， 通过所述加权逻辑电路特定 的心电图信号的影响被加强或被限制。 16. 如权利要求 1 至 6 中任一项所述的方法， 其特征在于， 通过一个学习阶段确定在方 。
9、法步骤 b) 和 c) 中所采用的阈值， 在该学习阶段期间在心电图信号的采集中不出现干扰或 者只出现可忽略的干扰。 权 利 要 求 书 CN 101199419 B1/4 页 4 利用心电图信号控制磁共振设备的测量的方法 技术领域 0001 本发明涉及一种利用心电图信号 (EKG 信号 ) 控制磁共振设备的测量的方法。 背景技术 0002 为了使得对磁共振断层造影 (MR) 测量序列的触发与患者的心博同步， 对于 MR 来 说， 要求采集患者的 EKG 信号。同样， 通过在 MR 检查中所采集的 EKG 信号可以得到有关患 者当前心脏阶段的信息。如果 EKG 信号和测量序列的启动不同步， 则存。
10、在 MR 图像包含运动 伪像的危险。 0003 不过在实践中， 获取 EKG 信号有各种困难， 因为在 MR 序列中起作用的电场和磁场 以巨大的规模干扰地耦合到 EKG 电子装置中， 由此影响到对心脏阶段的可靠的确定。除去 这种到 EKG 电子装置中不希望的耦合之外， 在较高的磁感应密度的条件下出现所谓的磁流 体动力学效应， 该效应导致过高的心跳 T- 波。心脏周期中不同的阶段在心电图信号中是以 字母来表示的， 如通过 P-O-R-S-T 的顺序表示。在此， R 锯齿显示最大的偏移， 是触发的参 照点， 所以要被可靠地确定。 0004 US 6,070,097 公开了一种对磁共振设备的测量序列。
11、进行 EKG 触发的方法， 然而在 其中患者的 EKG 信号是通过唯一的信道采集的。 0005 在 WO99/04688 中， 建议通过两个信道采集 EKG 信号， 从中导出在坐标系中的矢量 表示。从该表示中可得到心脏周期的 R 锯齿。不过， 值得怀疑的是， 该方法是否具有足够的 可靠性， 因为矢量投影受许多因素影响， 例如， 如果患者屏住呼吸则其会改变。 0006 在没有公开的 DE 10 2005 027 438 A1 中建议做这样的进一步的改进 ： 如果经过 数字信号处理的至少一个信道的 EKG 信号超过一个阈值， 并且同时该 EKG 信号的导数或者 两个信道的 EKG 信号的导数的数值。
12、处于一个固定的区间内， 则进行测量序列的触发。只有 多个条件都同时得到满足， 才能进行对磁共振设备的测量序列的触发。 发明内容 0007 因此， 本发明要解决的技术问题是， 提供一种根据心电图信号控制磁共振设备测 量的方法， 该方法具有提高了的可靠性。 0008 在按照本发明的方法中， 通过至少两个信道采集 EKG 信号。第一信道的 EKG 信 号经过信号处理， 其中， EKG 信号在第一处理分支中被送至低通滤波器和导数数值形成器 (Ableitungsbetragsbildner) 中， 将输出信号与从一个阈值形成器提供的阈值进行比较， 从而得到第一比较结果。与此平行地， 在第二处理分支中进。
13、行一个信号处理， 其中， 在第二 处理分支中将EKG信号送至导数形成器(Ableitungsbildner)并且与上限阈值和下限阈值 进行比较， 从而得到第二比较结果。对于第二和可能现有的其他信道重复进行这个信号处 理步骤。 接着， 在一个加权逻辑电路中分析对于所有信道的所有第一和第二比较结果， 由此 根据该加权逻辑电路的结果来触发磁共振设备的测量。 0009 利用按照本发明的方法， 在对于 R 锯齿的识别中实现了较高的可靠性， 尤其是避 说 明 书 CN 101199419 B2/4 页 5 免了由于梯度线圈所产生的干扰引起的错误触发。通过加权逻辑电路可使特定的 EKG 信号 的影响被加强或。
14、被限制。 0010 根据本发明方法的第一变形， 在方法步骤f)中， 相对于触发时刻MR测量分别周期 地通过触发 ( 必要时带有一个设定的延迟时间 ) 而被触发。 0011 根据本发明方法的第二变形， 在方法步骤f)中， 相对于触发时刻MR测量在一个可 设定的开启时间之后被启动并且该 MR 测量在一个可设定的结束时间之后被结束。 0012 根据本发明方法的第三变形， 在方法步骤 f) 中， MR 测量不被触发地进行并且根据 心电图信号为所采集的MR测量数据添加时戳， 其中， 必要时事后利用心电图信号对MR测量 数据进行校正， 并且必要时进行内插值。 0013 根据本发明的方法， 导数数值形成器建。
15、立 EKG 信号的第一或第二数学导数的数 值， 或者两者的组合。 0014 此外， 根据本发明， 导数形成器建立数学导数或者其数值。 0015 根据本发明方法的另一个实施方式， 在一个加权逻辑电路中分析一个信道的第一 和所属的第二比较结果， 而且将加权逻辑电路的所有结果送至另一个加权逻辑电路中， 根 据后者的结果触发磁共振设备的测量。由此在该变形中， 每个信道的所有比较结果都输入 送至一个加权逻辑电路中， n 个信道的 n 个逻辑电路的结果随后被送至另一个后接的逻辑 电路中。 0016 根据本发明的一个替换的实施方式， 在第一加权逻辑电路中分析所有第一比较结 果， 并且在第二加权逻辑电路中分析。
16、所有第二比较结果， 将第一和第二加权逻辑电路的结 果送至另一个加权逻辑电路， 根据后者的结果触发磁共振设备的测量。 在该变形中， 所有第 一比较结果被送至第一加权逻辑电路中， 类似地所有第二比较结果也被送至另一个加权逻 辑电路中， 在另一个后接的逻辑电路中分析该两个逻辑电路的结果。 0017 根据本发明方法的另一个变形， 除去两个已经提到的处理分支， 对于至少一个信 道信号处理可以在第三和 / 或另一个处理分支中进行。当然， 也可以对于所有信道在第三 和 / 或另一个处理分支中进行信号处理。 0018 优选地， 在另一个加权逻辑电路中分析所有第三和可能的其他的比较结果， 并且 将所有加权逻辑电。
17、路的结果送至另一个逻辑电路中， 依据后者的结果触发磁共振设备的测 量。 0019 根据本发明方法的另一个实施方式， 信号处理包含模式识别的方法和 / 或模糊逻 辑的应用和 / 或滤波和阈值形成的组合。 0020 在根据本发明的方法中， 所采用阈值可以在一个学习阶段确定， 在该阶段期间在 EKG信号的采集中不出现干扰或者只出现可忽略的干扰。 在此， 患者可以位于磁共振设备的 患者隧道之外。 0021 此外， 本发明涉及一种用于磁共振设备的测量的心电图触发的装置。 0022 按照本发明的装置适于所述方法的实施。 附图说明 0023 本发明其他的优点和细节借助于实施例结合附图进行说明。附图为示意图并。
18、且 ： 0024 图 1 示出了本发明第一实施例 ； 说 明 书 CN 101199419 B3/4 页 6 0025 图 2 示出了本发明第二实施例 ； 0026 图 3 示出了本发明第三实施例 ； 0027 图 4 示出了本发明第四实施例 ； 0028 图 5 示出了本发明第五实施例 ； 0029 图 6 示出了本发明第六实施例。 具体实施方式 0030 如在图 1 中所示， 心电图信号被通过 EKG 信道 1、 2 作为输入数据接收。可以通过 没有示出的信道额外地接收心电图信号。不过， 在各种情况下， 至少采用在图 1 中所示的两 个通过其接收 EKG 信号的 EKG 信道 1、 2。 。
19、0031 在实际的磁共振测量之前， 首先进行一个学习阶段， 其间患者处在磁共振设备的 患者隧道之外。由此确保信号采集不会通过患者隧道内部的磁场或电场而被干扰。在学习 阶段确定 EKG 信号的 R 锯齿的边界值 ( 阈值 )。下边界值和上边界值定义了一个确定 R 锯 齿的可靠的值域的区间。 0032 如图 1 所示， EKG 信道 1 的 EKG 信号在第一个分支 3 和第二个分支 4 中被处理。在 第一分支 3 中将 EKG 信号送至一个与 MR 特定的干扰匹配的低频滤波 5， 随后信号被送至导 数数值形成器6， 该形成器形成第一或第二数学导数或者二者合适的组合。 借助内插器在阈 值形成器 7。
20、 中确定一个阈值， 将该阈值值与导数数值形成器 6 的输出值在比较器 8 中比较。 通过这种方式确定导数的最大值和最小值。该最大值和最小值是容许值的区间的边界值。 导数值或者导数绝对值的最大值将 R 锯齿相对于边缘陡峭的梯度干扰区别开。通过下边界 值排除了在心脏周期的不太陡峭的 T 波上的错误触发。比较器 8 的输出信号是第一比较结 果， 其被送至加权逻辑电路 9。 0033 在第二分支 4 中平行于第一分支 3 地进行信号处理， 在此， 将 EKG 信号送至导数形 成器10， 该形成器提供EKG信号的导数或者导数的数值。 在下一个步骤11中检验由导数形 成器 10 提供的值是否介于下限阈值和。
21、上限阈值之间， 从而得到第二比较结果。如果该比较 结果是 “是” ， 也就是说， 如果由导数形成器 10 提供的值介于下限阈值和上限阈值之间， 则 被送至加权逻辑电路 9 的第二比较结果为 “是” 。 0034 对于 EKG 信道 1 所描述的信号处理， 按照相同的方式对于 EKG 信道 2 执行， 必要时 其他现有的EKG信道也经受这种信号处理。 所有的比较结果都被送至加权逻辑电路9， 根据 该加权逻辑电路 9 的结果对磁共振设备进行触发 12。在此， 各个信道的信号处理平行地和 基本上同时地进行。 0035 图 2 示出了本发明的第二实施例。在这个实施例中， 也将每个信道的 EKG 信号在。
22、 两个单独的分支中进行处理。与第一实施例一致， 在第一分支中经过低频滤波 5、 导数数值 形成器 6、 阈值形成器 7 和比较器 8。在第二分支中经过导数形成器 10， 在步骤 11 中检验由 导数形成器 10 提供的值是否处于一个区间内。不同于第一实施例的是， 将由第一分支提供 的第一比较结果和由第二分支提供的第二比较结果在加权逻辑电路 13 中相互运算。同样 地， 将第二 EKG 信道 2 的结果在加权逻辑电路 14 中相互运算。加权逻辑电路 13、 14 的结果 被送至加权逻辑电路 15， 根据后者的结果进行对磁共振设备的触发 12。 0036 图 3 示出了本发明的第三实施例。对与前面。
23、实施例的相同的部件使用相同的附图 说 明 书 CN 101199419 B4/4 页 7 标记。不同于前面实施例的是， 将分别由 EKG 信道的第一分支提供的所有第一结果在加权 逻辑电路 16 中相互运算。在示出的实施例中， 加权逻辑电路 16 进行的是 “或” 运算。类似 地， 将所有 EKG 信道的第二分支提供的所有第二比较结果在加权逻辑电路 17 相互运算。在 示出的实施例中， 加权逻辑电路17进行的是 “与” 运算。 如图3所示， 在此可以使用两个EKG 信道 1、 2， 然而， 也可使用更多数量的 EKG 信道。在加权逻辑电路 16、 17 中运行的逻辑运算 的结果被送至加权逻辑电路。
24、 18， 后者在示出的实施例中被构造为 “与” 运算。根据该逻辑电 路的结果进行触发 12。 0037 图4示出了本发明的第四实施例。 与第一实施例不同的是， 存在第三分支19， 其中 进行信号处理。各个分支 3、 4、 19 平行运行， 分支 19 提供第三比较结果， 和分支 3、 4 输出的 第一和第二比较结果一样， 该第三结果也被送至逻辑电路 9， 根据后者的结果进行触发。 0038 图 5 示出了本发明的第五实施例。与第四实施例一致的是， 存在第三分支， 其中进 行信号处理 20。分支 3、 4、 19 的第一、 第二、 和第三比较结果被送至加权逻辑电路 21。图 5 下部示出， 对于。
25、第二信道2进行同样的处理， 各个比较结果被送至加权逻辑电路22。 加权逻 辑电路 21 和 22 的逻辑运算结果被送至加权逻辑电路 23， 根据后者的结果进行触发 12。 0039 图 6 示出了本发明的第六实施例。对于信道 1、 2 首先如同上述实施例一样在分支 3、 4、 19 中形成比较结果。所有信道 1、 2 的第一比较结果被送至加权逻辑电路 24， 类似地， 所有第二比较结果被送至加权逻辑电路 25， 所有在第三分支中进行的信号处理 20 的结果 被送至加权逻辑电路 26 中， 并且被分别地分析。加权逻辑电路 24、 25、 26 中的结果被送至 加权逻辑电路 27， 根据后者的结果进行触发 12。 0040 需要指出的是， 本发明也包括对在各个实施例中描述的特征的所有可能的组合， 即使没有特别地指出。在本发明申请中， 概念 “信号处理” 一般地用于模式识别的方法或模 糊逻辑的应用和 / 或滤波及阈值形成的组合。 说 明 书 CN 101199419 B1/3 页 8 说 明 书 附 图 CN 101199419 B2/3 页 9 说 明 书 附 图 CN 101199419 B3/3 页 10 说 明 书 附 图 。