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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur getriggerten Durchführung einer Messung, bestehend aus Teilmessungen, an einem Magnetresonanztomographen, wobei aus den im Rahmen der Teilmessungen aufgenommenen Daten wenigstens ein Bilddatensatz ermittelt und zur Triggerung ein Bezugspunkt der Bewegungsphase der Bewegung, auf die getriggert wird, verwendet wird.
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Im Rahmen der Datenaufnahme eines Magnetresonanztomographiegeräts ist es bekannt, die Daten EKG-getriggert aufzunehmen, um Bewegungsartefakte aus den nachverarbeiteten Bilddaten zu minimieren. Das EKG-Signal, wobei EKG die allseits bekannte Abkürzung für Elektrokardiogramm ist, ist ein Maß für die elektrische Aktivität der Herzmuskelfasern. Das Zusammenziehen des Herzmuskels wird durch eine elektrische Erregung bewirkt, diese wird mit dem EKG erfasst. Das EKG-Signal ist dementsprechend ein periodisches Signal, und die verschiedenen Phasen des Herzzyklus werden mit Buchstaben bezeichnet. Eine bekannte Abfolge lautet P-Q-R-S-T-U. Hierbei weist die R-Zacke den größten Ausschlag auf, daher wird sie in der Regel als Bezugspunkt der Triggerung verwendet.
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Die Erfassung des EKG-Signals erfolgt über am Patienten angebrachte Elektroden. Die durch die Elektroden erfassten Signale werden über elektrische Leitungen aus dem Magnetresonanztomographiegerät an eine EKG-Vorrichtung weitergeleitet. Das EKG-Signal kann dabei selbstverständlich gefiltert oder auf andere Art und Weise nachverarbeitet werden.
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Weiterhin ist es bekannt, Messungen in Abhängigkeit der Atembewegung zu triggern. Hierzu ist ein Sensor vorgesehen, der die Atembewegung in ein elektrisches Signal umwandelt. Dieses Signal ist ein Maß für die Atembewegungen und kann somit zur Ansteuerung der Magnetresonanzeinrichtung verwendet werden. Im Folgenden wird allerdings nur detailliert auf die EKG-Triggerung eingegangen.
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Der Begriff Datenaufnahme wird in dieser Anmeldung für die gesamte Messung stehend verwendet. Die Zeitspanne, während der tatsächlich Daten in einem Speichermedium abgelegt werden, wird im Gegensatz zur Datenaufnahme als Messung mit Datenakquisition bezeichnet. Während der Datenakquisition ist üblicherweise der Auslesegradient zur Frequenzkodierung angelegt, um das Messsignal während der Datenakquisition mit einer Ortskodierung zu versehen.
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Es gibt eine Vielzahl an unterschiedlichen Magnetresonanz-Messungen beziehungsweise Messmethoden, die sehr unterschiedlich ausgestaltet sein können. Der Begriff Datenaufnahme oder Messungen soll alle Arten von Messungen umfassen. Als Ergebnis der Nachverarbeitung der aufgenommenen Rohdaten können ein oder mehrere zweidimensionale oder dreidimensionale Bilddatensätze, mehrere Bilddatensätze aus verschiedenen Schichten des Untersuchungsobjekts sowie Datensätze mit und ohne Wichtung hinsichtlich eines bestimmten Parameters gewonnen werden. Im Rahmen der Nachverarbeitung kann es auch nötig sein, die im Rahmen einer Messung aufgenommenen Daten mit Daten anderer Messungen zu ergänzen oder zur Nachverarbeitung weiterer Daten aus anderen Messungen heranziehen zu müssen, um aus den aufgenommenen Daten einen oder mehrere Bilddatensätze zu erhalten.
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Eine derartige Messung ist dabei aus Teilmessungen aufgebaut. Die Teilmessungen sind dabei grundsätzlich gleich aufgebaut, nur die Stärke des phasenkodierenden Gradienten oder des Schichtgradienten und seltener auch des Auslesegradienten wird gezielt variiert. Die Teilmessung kann ein oder mehrere Präparationsmodule umfassen, um das Messsignal entsprechend einem physikalischen Parameter zu wichten. Mehrere Präparationsmodule werden beispielsweise benötigt, wenn mehrere Bilddatensätze von unterschiedlichen Positionen des Patienten aufgenommen werden und für jede einzelne dieser sogenannten Schichten eine eigene Präparation erforderlich ist.
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Bei der EKG- oder Atem-getriggerten Datenaufnahme wird nach Erfassung des Triggersignals eine Teilmessung gestartet. In dieser Teilmessung können ein oder mehrere Datenakquisitionen erfolgen. Diese Datenakquisitionen können zu einem einzigen Bilddatensatz oder auch mehrere Datenakquisitionen zu mehreren Bilddatensätzen oder mehrere Datenakquisitionen zu jeweils einem eigenen Bilddatensatz gehören. Der Aufbau und die Abfolge entsprechender Messungen sind hinreichend bekannt und bedürfen daher keiner detaillierten Erörterung.
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Die zwischen zwei R-Zacken zur Verfügung stehende Zeitspanne wird dabei als RR-Intervall bezeichnet. Die in diesem Intervall vorzunehmende Teilmessung umfasst nicht nur die Datenakquisition als solches, sondern auch wie beschrieben dazu notwendige Vorbereitungsmaßnahmen in Form sogenannter Magnetisierungspräparationsmodule. Auf diese wird später noch detailliert eingegangen.
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In einem bekannten Verfahren zur EKG-getriggerten Durchführung einer Magnetresonanz-Messung wird nach Erkennung einer R-Zacke eine Teilmessung vorgenommen. Nach Beendigung der Teilmessung kommuniziert die Steuerungseinrichtung des Magnetresonanztomographiegeräts mit der EKG-Vorrichtung, um nach Anzeige der nächsten R-Zacke die nächste Teilmessung starten zu können. Da der Herzschlag eines Patienten einer gewissen Variabilität unterliegt, wird typischerweise ein Sicherheitsabstand vom Ende der (letzten) Teilmessung bis zum Zeitpunkt der erwarteten nächsten R-Zacke eingehalten, um derartige Schwankungen kompensieren zu können. Dementsprechend wird nicht das volle RR-Intervall ausgenutzt. Sollte eine R-Zacke vor Beendigung der Teilmessung auftreten, wird das mit dieser R-Zacke beginnende RR-Intervall nicht zur Durchführung einer Teilmessung verwendet.
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DE 10 2005 034 686 A1 zeigt ein Verfahren zur Messung eines Magnetresonanzbildes eines Patienten. Gemäß dem Verfahren erfolgt eine Aufnahme eines sich wiederholenden Bewegungsverlaufs eines Teils des Patienten, woraufhin eine Festlegung wenigstens einer Triggerbedingung innerhalb des Bewegungsverlaufs und eine Überwachung des Bewegungsverlaufs und der wenigstens einen Triggerbedingung erfolgt. Bei Erreichen der Triggerbedingung wird eine Teilmessung zur Erzeugung von Messdaten durchgeführt und bei Vorliegen einer vollständigen Datenmenge von Messdaten ein Magnetresonanzbild berechnet. Alternativ dazu erfolgt eine Vorhersage, ob die Triggerbedingung nicht mehr erreicht wird. Falls die Triggerbedingung voraussichtlich nicht mehr erreicht wird, wird, falls eine hierzu ausreichende Datenmenge vorliegt, ein Magnetresonanzbild mit verminderter Qualität berechnet oder die Messung abgebrochen oder eine Veränderung der Triggerbedingung vorgenommen.
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DE 10 2007 018 089 A1 zeigt ein Verfahren zur Aufnahme von Magnetresonanzbildern des Herzens. Das Verfahren umfasst die Aufnahme von Magnetresonanzsignalen des Herzens mittels einer Bildgebungssequenz, die Detektion der Herztätigkeit sowie eine Anpassung des Zeitpunkts zum Schalten eines HF-Inversionspulses in Abhängigkeit der detektierten Herztätigkeit.
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Aus
DE 10 2006 033 862 B3 ist ein Verfahren zur dynamischen Magnetresonanz-Bildgebung bekannt, bei dem ein abzutastender k-Raum segmentiert mit mehreren Teildatensätzen abgetastet wird, wobei die Abtastpunkte jedes Teildatensatzes Gitterpunkten eines kartesischen Abtast-Gitters eines k-Raum-Segments entsprechen und die kartesischen Abtast-Gitter entsprechend den k-Raum-Segmenten zueinander rotiert sind.
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Der Erfindung liegt daher das Problem zugrunde, ein Verfahren zur Triggerung einer Magnetresonanz-Messung anzugeben, das auch bei variabler Herzfrequenz des Patienten eine sichere und störungsfreie Datenaufnahme zulässt.
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Zur Lösung dieses Problems ist es bei einem Verfahren der eingangs genannten Art erfindungsgemäß vorgesehen, dass jede Teilmessung segmentiert in eine Wartezeit, ein Präparationsmodul und ein Bilddatenaufnahmemodul aufgenommen wird, der Bezugspunkt von einer Steuerungseinrichtung unabhängig von einer Teilmessung abgefragt wird und bei Erfassen des Bezugspunktes die auf den erfassten Bezugspunkt folgende Teilmessung in Abhängigkeit des erfassten Bezugspunktes vorgenommen wird, wobei die Wartezeit zwischen dem Ende des Bilddatenaufnahmemoduls der Teilmessung und dem Präparationsmodul der nächsten Teilmessung in Abhängigkeit des Erfassungszeitpunktes angepasst wird.
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Es ist also vorgesehen, statt nach Beendigung der Teilmessung auf die nächste Erfassung des Bezugspunkts, in aller Regel der R-Zacke, zu warten, diesen unabhängig von der Teilmessung zu erfassen. Beschleunigt sich nun der Herzschlag, verkürzt sich dementsprechend die Zeitspanne des RR-Intervalls. Trotz dieser Verkürzung wird aber kein RR-Intervall übersprungen, da der Bezugspunkt unabhängig von der Durchführung einer Teilmessung erfasst wird. Tritt der Bezugspunkt noch während einer Teilmessung auf, wird der Beginn der nächsten Teilmessung entsprechend vorgezogen, das heißt, die Wartezeit wird verkürzt.
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Zusätzlich zur Anpassung der Wartezeit kann auch ein Präparationsmodul bzw. können mehrere oder andere Präparationsmodule im Rahmen einer Teilmessung angepasst werden. Diese Anpassung ist bei der Berechnung der Wartezeit selbstverständlich ebenfalls zu berücksichtigen. Beispielsweise kann bei einer Verkürzung der Wartezeit in einem Präparationsmodul bestehend aus Inversionspuls und Inversionszeit die Inversionszeit ebenfalls verkürzt werden.
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Unter dem Begriff „Messung” und „Teilmessung” sollen hier alle bekannten Methoden und sämtliche Schemata verstanden werden, wobei aus den Daten wenigstens ein Bild gewonnen werden kann. Die Daten werden dabei k-Raum-zeilenweise gewonnen. Umfasst von dem Begriff „Messung” werden Techniken, die k-Raum-Zeilen nur teilweise aufnehmen sowie Techniken, bei denen nicht alle k-Raum-Zeilen zur Gewinnung eines vollständigen Bilddatensatzes aufgenommen werden und die fehlenden Zeilen durch post processing-Verfahren ergänzt werden. Solche Verfahren sind unter dem Namen Partial-Fourier oder auch Half-Fourier-Verfahren bekannt. Bei einer Teilmessung können auch jeweils lediglich eine k-Raum-Zeile pro Bilddatensatz oder auch mehrere k-Raum-Zeilen pro Bilddatensatz aufgenommen werden. Entscheidend für das erfindungsgemäße Verfahren ist lediglich, dass wenigstens zwei k-Raum-Zeilen im Rahmen einer Teilmessung aufgenommen werden.
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Das erfindungsgemäße Verfahren bewirkt eine robustere Datenaufnahme bei unregelmäßigem Herzschlag. Da die Erkennung der R-Zacke unabhängig vom Ende einer Teilmessung erfolgt, werden keine RR-Intervalle und damit keine Herzzyklen mehr übersprungen. Dementsprechend bleibt bei Verfahren, deren Magnetisierungspräparation einen gewissen steady state erreicht, dieser steady state erhalten, während bei Auslassen eines Herzzyklus die Magnetisierung in einen undefinierten Zustand verfällt. Dadurch können weiterhin die Messzeiten der durchgeführten Messungen verkürzt werden und insbesondere Messungen während Atemanhaltezeiten optimal durchgeführt werden.
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Im Folgenden wird davon ausgegangen, dass aus den Daten wenigstens zwei Bilddatensätze ermittelt werden.
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Vorzugsweise kann die Anzahl der während einer Teilmessung aufzunehmenden Bilddatensätze in Abhängigkeit des zeitlichen Abstands wenigstens zweier der zuletzt erfassten Bezugspunkte ermittelt werden. Für den Fall, dass sich der Herzschlag des Patienten insgesamt beschleunigt und nicht nur unregelmäßig ist, kann es dazu kommen, dass das von der Teilmessung beanspruchte Zeitintervall länger ist als das zur Verfügung stehende RR-Intervall. In diesem Fall muss also die Beschleunigung des Herzschlags erkannt werden und gegebenenfalls die Dauer der Teilmessung in Form der Anzahl der aufzunehmenden Bilddatensätze, sprich k-Raum-Zeilen, angepasst werden. Eine grundsätzliche Verringerung der Anzahl der aufzunehmenden k-Raum-Zeilen ist selbstverständlich nur angebracht, wenn von einer dauerhaften Verkürzung des RR-Intervalls auszugehen ist. Bei Berücksichtigung der letzten zwei erfassten Bezugspunkte kann die Dauer des durch sie begrenzten Zeitintervalls festgestellt werden. Ist dieses Intervall kürzer als das für die Datenaufnahme benötigte Zeitintervall, so ist die Anzahl der aufzunehmenden k-Raum-Zeilen zu verringern, da ansonsten trotz Verkürzung der Wartezeit Teile von Herzzyklen übersprungen werden müssen. Durch diese Ausgestaltung wird eine adaptive Anpassung an einen beschleunigten Herzschlag erreicht. Selbstverständlich kann hierdurch auch eine Anpassung an einen sich verlangsamenden Herzschlag erreicht werden, allerdings ist eine Verlangsamung des Herzschlags regelmäßig kein Problem bei einer Messung.
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Mit besonderem Vorteil können die fehlenden Daten von Bilddatensätzen, die wegen der Anpassung des zeitlichen Abstands nicht aufgenommen wurden, mittels Daten wenigstens eines Referenzbilddatensatzes ergänzt werden. Bei Untersuchungen mittels Magnetresonanztomographie werden regelmäßig sowohl morphologische wie auch funktionelle Bilddaten in Form von Experimenten aufgenommen. Die morphologischen Bilddatensätze zeigen mehr oder weniger die Spindichteverteilung im Untersuchungsbereich des Patienten, während die funktionellen Bilddaten relaxationszeit-, fluss- oder auch perfusionsgewichtet sind. Mit wenigstens zwei nach einer bestimmten physikalischen Größe gewichteten Bilddatensätzen kann auch eine Quantifizierung der entsprechenden Größe, beispielsweise T1, Perfusion oder Diffusion, erreicht werden. Dabei können sich die morphologischen und die funktionellen Bilddaten hinsichtlich einzustellender Parameter wie Field of View, Anzahl der Bildelemente, Schichtdicke usw. entsprechen. Dementsprechend ist es möglich, morphologische Bilddatensätze bzw. einzelne k-Raum-Zeilen dieser zur Vervollständigung unvollständig aufgenommener funktioneller Bilddatensätze heranzuziehen. Alternativ ist es auch denkbar, entsprechende k-Raum-Zeilen eines funktionellen Bilddatensatzes, der zu einem anderen Zeitpunkt der Herzphase oder in einer anderen Schicht aufgenommen wurde, zur Vervollständigung eines unvollständig aufgenommenen Bilddatensatzes heranzuziehen. Entsprechende Verfahren zur Vervollständigung unvollständiger Bilddatensätze sowie die entsprechenden jeweiligen Voraussetzungen sind dem Fachmann hinreichend bekannt.
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Mit besonderem Vorteil kann ein Bezugspunkt nicht berücksichtigt werden, wenn der zeitliche Abstand zum vorangehenden Bezugspunkt einen bestimmten Schwellenwert unterschreitet. Abgesehen von der Beschleunigung des Herzschlages gibt es auch die Möglichkeit von Arrhythmien oder auch Fehltriggerungen. Unter einer Arrhythmie versteht man eine Störung des Herzrhythmus, die durch Unregelmäßigkeiten bei der Erregungsbildung im Herzmuskel verursacht werden. Ihr Auftreten bzw. die Länge des Herzrhythmus wird dadurch mit einer zufälligen Komponente überlagert, die einer Anpassung nicht zugänglich ist. Gleiches gilt für Fehltriggerungen, wenn beispielsweise eine zufällige Signalschwankung mit dem Bezugspunkt verwechselt wird. Da auch ein sich beschleunigender Herzschlag trotzdem insbesondere bei Positionierung des Patienten in einer liegenden Position auch unter Medikamentengabe nicht völlig unübersehbar und überraschend verläuft, ist es daher sinnvoll, einen Mindestzeitabstand zum vorangehenden Bezugspunkt einzuhalten. Vorher auftretende Bezugspunkte werden als Fehltriggerung ignoriert.
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Vorzugsweise kann zur Triggerung ein EKG-Signal und als Bezugspunkt ein Zeitpunkt der Herzphase verwendet werden.
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Mit besonderem Vorteil kann als Bezugspunkt die R-Zacke verwendet werden. Diese weist die größte Signalintensität im EKG-Signal auf und wird daher regelmäßig zur Triggerung bei Magnetresonanzmessungen verwendet. Die erfindungsgemäßen Verfahren sind allerdings nicht auf die Verwendung der R-Zacke beschränkt, vielmehr lässt sich grundsätzlich jede Phase des Herzschlags als Bezugspunkt verwenden.
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Alternativ kann auch ein Atemsignal zur Triggerung verwendet werden.
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Weitere Vorteile, Merkmale und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnungen. Dabei zeigen:
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1 ein Magnetresonanztomographiegerät,
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2 die EKG-getriggerte Durchführung einer Messung,
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3 ein Präparationsmodul,
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4 ein Bilddatenaufnahmemodul,
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5 die erfindungsgemäße EKG-getriggerte Durchführung einer Messung mit Wartezeitverkürzung, und
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6 die nicht erfindungsgemäße Durchführung einer EKG-getriggerten Messung mit Teilmessungs-Abbruch.
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1 zeigt eine Magnetresonanzanlage 1, in deren Bohrung eine Patientenliege 2 eingefahren werden kann. Zur Messung eines Patienten 3 wird dieser auf der Patientenliege 2 gelagert, zur Erfassung eines EKG-Signals 4 befinden sich Elektroden 5 am Körper des Patienten 3. Die durch die Elektroden 5 erfassten Signale werden an die EKG-Vorrichtung 6 weitergegeben. Die EKG-Vorrichtung 6 kommuniziert mit der Steuerungseinrichtung 7 der Magnetresonanzanlage 1, wobei die EKG-Vorrichtung 6 und die Steuerungseinrichtung 7 selbstverständlich räumlich getrennte Vorrichtungen sein können oder auch in einem einzigen Gehäuse angeordnet sein können.
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2 zeigt aus dem Stand der Technik ein bekanntes Verfahren zur EKG-getriggerten Durchführung einer Messung. Die R-Zacke 8 des EKG-Signals 4 wird als Bezugspunkt der Herzphase verwendet. Die Zeit zwischen dem Auftreten zweier R-Zacken 8 wird als RR-Intervall 9 bezeichnet. Die Steuerungseinrichtung 7 der Magnetresonanzanlage 1 fragt bei der EKG-Vorrichtung 6 das Triggersignal ab. Tritt dieses auf, wird eine Teilmessung gestartet. Diese besteht selbst wieder aus mehreren Teilen, nämlich einem Zeitabstand 10, einem Präparationsmodul 11 und einem Bilddatenaufnahmemodul 12. Durch den Zeitabstand 10, mit dem die Magnetisierungspräparation vom Auftreten der R-Zacke 8 beabstandet ist, soll sichergestellt werden, dass die Magnetisierungspräparation und die Datenakquisition immer in der gleichen Herzphase erfolgen. Andererseits wird durch entsprechende Wahl des Zeitabstands 10 erreicht, dass dies in der Diastole geschieht, in der die Herzbewegung minimal ist. Nach Ende des Bilddatenaufnahmemoduls 12 fragt die Steuerungseinrichtung 7 wieder das Triggersignal bei der EKG-Vorrichtung 6 ab. Dabei kann es jedoch vorkommen, dass aufgrund einer leichten Unregelmäßigkeit oder Beschleunigung des Herzschlags die nächste R-Zacke 8 bereits während der Teilmessung im Rahmen des Bilddatenaufnahmemoduls 12 auftritt. In diesem Fall wird eine Herzphase ausgelassen, in der keine Magnetisierungspräparation und auch keine Bilddatenaufnahme beziehungsweise Datenakquisition statt findet.
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3 zeigt exemplarisch ein Präparationsmodul 11, das aus einem Inversionspuls 13 und einem Zeitabstand 14 besteht. Durch den Inversionspuls 13 wird die Magnetisierung um 180° gedreht. Abhängig vom Zeitabstand 14 ist diese Inversionswichtung dann noch mehr oder weniger stark vorhanden. Soll einfach die T1-Relaxation der Magnetisierung abgetastet werden, so bietet es sich an, den Zeitabstand 14 mehr oder weniger auf Null zu setzen und mit dem Bilddatenaufnahmemodul 12 entsprechend die Relaxation der Magnetisierung abzutasten. Bei Wahl des jeweils richtigen Zeitabstands 14 kann aber auch erreicht werden, dass beispielsweise in einem Gewebe, das aus Fett und Wasser besteht, jeweils entweder das Fett- oder das Wassersignal zum Zeitpunkt des Beginns des Bilddatenaufnahmemodus 12 minimal ist und somit kann der Inversionspuls 13 auch zur Fettsättigung oder Wassersättigung benutzt werden. Der Betrag des Zeitabstands ist von der Stärke des Hauptmagnetfelds abhängig und grundsätzlich bereits bekannt.
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An dieser Stelle können aber auch andere Module, beispielsweise zur T2-, Diffusions-, Fluss- oder einer sonstigen Präparation vorgenommen werden. Diese werden nicht im Detail dargestellt, da sie dem Fachmann hinreichend bekannt sind.
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4 zeigt, ebenfalls nur beispielhaft, ein Bilddatenaufnahmemodul 12. Hier ist in bekannter Weise eine Magnetresonanzsequenz abgebildet. Sie besteht aus einem Anregungspuls 15, Schichtkodiergradienten 16, einem Phasenkodiergradienten 17 und einem Auslesegradienten 18. Die Schaltung des Auslesegradienten 18 bewirkt ein sogenanntes Echo 19 oder auch Gradientenecho, durch dessen Akqusition eine k-Raum-Zeile aufgenommen wird. Wird der Winkel des Anregungspulses 15 hinreichend klein gewählt, kann die Datenakquisition einzelner k-Raum-Zeilen sehr schnell hintereinander erfolgen, das heißt mit Abständen im Bereich von Millisekunden. Das mehrmalige Ausführen dieses Teils des Bilddatenaufnahmemoduls 12 wird durch den Pfeil 20 angedeutet.
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Durch Veränderung der Stärke des Schichtkodiergradienten 16 während des mehrmaligen Ausführens können in einem RR-Intervall 9 mehrere Schichten ausgelesen werden. Hierbei wird der Phasenkodiergradient 17 dann normalerweise auf dem gleichen Wert belassen. Eine Veränderung des Phasenkodiergradienten 17 erfolgt dann erst im nächsten RR-Intervall 9, das heißt, dass entsprechende k-Raum-Zeilen mehrerer Bilder, die in verschiedenen Schichten aufgenommen werden, jeweils in einem RR-Intervall 9 akquiriert werden. Es ist aber auch möglich, in einem RR-Intervall 9 zuerst mehrmals den Phasenkodiergradienten 17 zu variieren, bevor der Schichtkodiergradient 16 geändert wird. Dadurch können mehrere k-Raum-Zeilen eines einzigen Bilddatensatzes einer bestimmten Schicht und dies für mehrere Bilddatensätze beziehungsweise entsprechende Schichten in einem RR-Intervall 9 aufgenommen werden. Hierbei ist eine beliebige Verschachtelung entsprechend der Änderungen der Gradienten 16 bis 18 möglich.
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5 zeigt ein erfindungsgemäßes Verfahren. Bei diesem wird im Unterschied zu bekannten Verfahren die R-Zacke 8 von der EKG-Vorrichtung 6 unabhängig von der Durchführung einer Teilmessung abgefragt. Nach der vollständigen Ausführung des Bilddatenaufnahmemoduls 12 fragt die Steuerungseinrichtung 7 bei der EKG-Vorrichtung 6 das Auftreten einer R-Zacke 8 beziehungsweise eines Triggersignals während der Teilmessung ab. Hierbei muss das RR-Intervall 9, das aus der R-Zacke 8 vor der Teilmessung und der R-Zacke 8 während der Teilmessung ermittelt wird, einen gewissen Schwellenwert überschreiten. Ansonsten wird entweder von einer Fehltriggerung oder einer Arrhythmie des Herzschlags ausgegangen. Ist der Schwellenwert überschritten, wird die Wartezeit 21 zwischen dem Ende des Bilddatenaufnahmemoduls 12 der letzten Teilmessung und dem Präparationsmodul 11 der nächsten Teilmessung kleiner als der sonst übliche Zeitabstand 10 gewählt. Dadurch kann erreicht werden, dass kein RR-Intervall 9 ausgelassen wird. Dadurch verkürzt sich die eigentliche Dauer der Messung.
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Zur weiteren Erleichterung für den Anwender ist vorgesehen, dass die Dauer des Bilddatenaufnahmemoduls 12 an das verkürzte RR-Intervall angepasst wird. Hierbei werden die Zeitpunkte des Auftretens der letzten vier R-Zacken 8 berücksichtigt. Stellt man fest, dass die aufeinanderfolgenden RR-Intervalle 9, die durch die R-Zacken 8 gebildet werden, sich immer mehr verkürzen, so wird die Anzahl der aufzunehmenden Bilddatensätze beziehungsweise k-Raum-Zeilen während des Bilddatenaufnahmemoduls 12 verringert. Dies vereinfacht dem Anwender das Arbeiten in der Hinsicht, dass er eine beliebig hohe Anzahl an aufzunehmenden Bilddatensätzen einstellen kann, deren Anzahl wird im Laufe der Messung automatisch angepasst. Dadurch wird vermieden, dass der Anwender kurz vor Messbeginn noch hektisch die Anzahl der aufzunehmenden Bilddatensätze an die aktuelle Herzfrequenz anpassen muss. Dies ist besonders vorteilhaft, wenn beispielsweise aufgrund einer Medikamentengabe mit einer Beschleunigung des Herzschlags beziehungsweise Verkürzung der Herzfrequenz zu rechnen ist, wobei sich die resultierende Herzfrequenz nie genau vorhersagen lässt.
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Um zu verhindern, dass die Anzahl der benötigten Bilddatensätze unter ein zwingend nötiges Mindestmaß sinkt, gibt der Anwender eine Anzahl mindestens aufzunehmender Bilddatensätze vor.
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6 zeigt die Aufnahme von Perfusionsbilddatensätzen mit einem nicht erfindungsgemäßen Verfahren. Hierbei findet jeweils schichtbezogen eine Präparation der Magnetisierung mittels des Perfusionspräparationsmoduls 22 statt, danach wird im Bilddatenaufnahmemodul 12 ein vollständiger Bilddatensatz der jeweiligen Schicht aufgenommen. Sobald die Steuerungseinrichtung 7 das entsprechende Triggersignal von der EKG-Vorrichtung 6 erhält, wird eine Teilmessung durch Starten des ersten Perfusionspräparationsmoduls 22 begonnen. Detektiert nun die EKG-Vorrichtung 6 eine R-Zacke 8 während einer Teilmessung, so steht keine Wartezeit 21 zur Verkürzung zur Verfügung. Dementsprechend ist ein anderes Vorgehen nötig. Hierzu wird die Datenakquisition des aktuellen Bilddatensatzes, also des während des Auftretens der R-Zacke 8 verwendeten Bilddatenaufnahmemoduls 12, noch beendet. Dies ist auch der Fall, wenn die R-Zacke 8 während des Perfusionspräparationsmoduls 22, das dem Bilddatenaufnahmemodul 12 vorangeht, auftritt. Alternativ könnte das Perfusionspräparationsmodul 22 oder das Bilddatenaufnahmemodul 12 sofort beendet werden.
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Um auch hier eine bestimmte Anzahl an Bilddatensätzen zu garantieren, gibt der Anwender eine Mindestanzahl aufzunehmender Schichten und damit auch Bilddatensätze vor. Damit wird sichergestellt, dass eine zur Ergebnisanalyse für nötig erachtete Anzahl an Bilddatensätzen aufgenommen wird.
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Auch in diesem Fall ist vorgesehen, die Anzahl der aufzunehmenden Bilddatensätze in Abhängigkeit der Zeitpunkte der letzten vier R-Zacken 8 anzupassen. Diese darf nicht unter die Mindestanzahl aufzunehmender Bilddatensätze fallen, allerdings kann der Anwender so vor Messbeginn eine beliebig hohe Anzahl an aufzunehmenden Schichten beziehungsweise Bilddatensätzen vorgeben, diese wird im Rahmen der Messung dann automatisch von der Steuerungsvorrichtung 7 angepasst.
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Sowohl bei dem in 5 dargestellten Verfahren wie auch dem Verfahren gemäß 6 können Bilddatensätze entstehen, deren k-Raum-Zeilen nicht vollständig aufgenommen wurden. Bei einer Perfusionsmessung können als Referenzdatensätze beispielsweise Datensätze dienen, die im Rahmen morphologischer Aufnahmen akquiriert wurden. Alternativ können auch k-Raum-Zeilen mit Hilfe der Bilddatensätze aus anderen Schichten ergänzt werden.
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Entsprechende Verfahren, beispielsweise GRAPPA (Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisitions) sind hinreichend bekannt.
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Bezüglich der Präparationsmodule 11 beziehungsweise Perfusionspräparationsmodule 22 ist noch festzustellen, dass im Rahmen einer Teilmessung beliebig viele Präparationsmodule 11 beziehungsweise Perfusionspräparationsmodule 22 und Bilddatenaufnahmemodule 12 einander abwechseln können. Die EKG-Triggerung der Messung ist nicht von einer bestimmten Anzahl oder einer bestimmten Abfolge an Präparations- und Bilddatenaufnahmezyklen abhängig. Die beschriebenen Abfolgen sind somit lediglich beispielhaft und keinesfalls einschränkend aufzufassen.
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Durch diese Verfahren kann die Anzahl der ungenutzten Herzzyklen minimiert werden, die Anzahl der aufzunehmenden Bilddatensätze wird automatisch angepasst, wodurch eine benutzerseitige Einstellung überflüssig wird und die Messzeit kann ebenfalls minimiert werden. Weiterhin lassen sich Artefakte minimieren, da ein steady state der Magnetisierung aufrechterhalten werden kann.
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Auch wenn lediglich die EKG-Triggerung detailliert dargestellt wurde, können die erfindungsgemäßen Verfahren bei jeder Art von Triggerung eingesetzt werden. Insbesondere bei der Triggerung auf die Atembewegung lassen sich die Verfahren vollkommen analog ausführen.
