JP2697104B2 - Blood flow measurement device - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】 A.産業上の利用分野 この発明は、核磁気共鳴撮像（MRI）によって血流速
度を計測する装置に係り、特に、心電図波形に同期して
一心拍中の各心時相の血流速を同時計測する血流計測装
置に関する。Description: BACKGROUND OF THE INVENTION A. Field of the Invention The present invention relates to an apparatus for measuring a blood flow velocity by nuclear magnetic resonance imaging (MRI), and in particular, to each heart in one heartbeat synchronized with an electrocardiogram waveform. The present invention relates to a blood flow measurement device that simultaneously measures a blood flow velocity in a time phase.
B.従来技術 核磁気共鳴装置によって計測された信号（以下、MR信
号という）中に、被検体の血流情報が含まれていること
は知られており、このような血流情報を基に血流速度を
計測する手法として、次のようなものが提案・実施され
ている。B. Prior Art It is known that a blood flow information of a subject is included in a signal measured by a nuclear magnetic resonance apparatus (hereinafter, referred to as an MR signal), and based on such blood flow information. The following methods have been proposed and implemented for measuring the blood flow velocity.
信号の強度変化を利用した血流測定 この手法は、パルスシーケンス中の励起パルスと励起
パルスの間に血流が移動していくという効果（time−of
−flight）を利用した測定法である。この効果により、
流れのある部位は静止部位とは異なった励起パルスの影
響を受けることになる。Blood flow measurement using change in signal intensity This method has the effect (time-of-time) that blood flow moves between excitation pulses in a pulse sequence.
−flight). With this effect,
Areas with flow will be affected by different excitation pulses than stationary areas.
具体的には、flow related enhancemenといわれる現
象を利用した測定法と、flow voidといわれる現象を利
用した測定法とがある。Specifically, there are a measurement method using a phenomenon called flow related enhancemen and a measurement method using a phenomenon called flow void.
前者の手法は、撮像対象となるスライス面を励起パル
ス（90゜パルス）で繰り返し励起した場合、流速の比較
的速いスライス面では、励起されていない血流が耐えず
供給されるため、スライス面の血流は前記各励起パルス
ごとに強く励起されるで、信号強度の高いMR信号が検出
され、逆に、流速の比較的遅いスライス面では、先に励
起された血流がそのスライス面に多少残存しているため
に、励起の飽和現象により信号強度の低いMR信号が検出
されるという現象を利用して、血流速の測定を行うもの
である。In the former method, when a slice plane to be imaged is repeatedly excited by an excitation pulse (90 ° pulse), unexcited blood flow is unbearably supplied to a slice plane having a relatively high flow velocity. Since the blood flow is strongly excited for each of the excitation pulses, an MR signal having a high signal intensity is detected.On the other hand, on a slice surface having a relatively low flow velocity, the previously excited blood flow is applied to the slice surface. The blood flow velocity is measured using the phenomenon that an MR signal having a low signal intensity is detected due to the saturation phenomenon of the excitation because a small amount of the MR signal remains.
後者の手法は、撮像対象となるスライス面を励起パル
ス（90゜パルスと180゜パルス）で繰り返し励起した場
合、流速の比較的速いスライス面では、励起パルス中の
180゜パルスが照射された時点では先に90゜パルスで励
起された流体が流出しているために、前記180゜パルス
によるスピン・エコーの効果が得られないために、信号
強度の低いMR信号が検出され、逆に、流速の比較的遅い
スライス面では、先に90゜パルスで励起された血流がそ
のスライス面に多少残存しているために、次の180゜パ
ルスによるスピン・エコーの効果のために、信号強度の
高いMR信号が検出されるという現象を利用して血流速の
測定を行うものである。In the latter method, when the slice plane to be imaged is repeatedly excited by the excitation pulse (90 ° pulse and 180 ° pulse), the slice plane with a relatively high flow velocity has the same effect as the excitation pulse.
At the time when the 180 ° pulse is irradiated, the fluid excited by the previous 90 ° pulse has flowed out, and the effect of the spin echo by the 180 ° pulse cannot be obtained. On the other hand, on the slice surface with a relatively slow flow velocity, the blood flow excited by the 90 ° pulse remains slightly on the slice surface. For the purpose, the blood flow velocity is measured by utilizing the phenomenon that an MR signal having a high signal intensity is detected.
信号の位相変化を利用した血流測定 この手法は、励起された流体が傾斜磁場に対して移動
することにより、MR信号の位相が変化することを利用し
て血流速を計測するものである。具体的には、撮像対象
となるスライス面に、例えば正方向から負方向に変化す
る傾斜磁場をそれぞれ等しい積分量だけ印加した場合、
スライス面で測定対象が静止していれば、そのときに検
出されるMR信号の位相は、傾斜磁場の変化とともに変化
するが、最終的にはもとの位相に戻る。しかし、スライ
ス面に血流があると、前記傾斜磁場を印加された後のMR
信号の位相はもとに戻らずに、血流速に応じた位相のオ
フセットが生じる。このようなMR信号の位相オフセット
量を検出することにより、血流速を計測するのが本手法
である。Blood flow measurement using signal phase change This method measures the blood flow velocity using the fact that the phase of the MR signal changes as the excited fluid moves with respect to the gradient magnetic field. . Specifically, for example, when a gradient magnetic field that changes from the positive direction to the negative direction is applied to the slice surface to be imaged by the same integral amount,
If the measurement target is stationary on the slice plane, the phase of the MR signal detected at that time changes with a change in the gradient magnetic field, but eventually returns to the original phase. However, if there is a blood flow on the slice plane, the MR after the gradient magnetic field is applied
The phase of the signal does not return to its original state, and a phase offset corresponding to the blood flow velocity occurs. The present technique is to measure the blood flow velocity by detecting such a phase offset amount of the MR signal.
血流の移動距離に基づく血流測定 この手法は、本発明者らによって既に提案されている
ダイレクト・ボーラス・イメージング（DBI）法といわ
るれもので、励起された血液の画像上の移動距離から血
流速を算出する手法である。具体的には、第５図に示す
ように、血管１中の血流と直交するスライス面２を、Ｚ
方向の傾斜磁場GZのもとで励起パルスによって選択的に
励起する。図中、Ａの位置で励起された血液は血流に乗
って移動していき、一定時間（エコータイムTE）後、Ｂ
の位置に移動する。MR信号検出時に前記傾斜磁場GZで周
波数コーディングを行うことにより、流れの方向である
Ｚ軸法の周波数情報、即ち、移動距離ｄを求めることが
できる。移動距離ｄが求まれば、撮像パラメータTEは既
知であるから、血流速Ｖは、Ｖ＝d/TEから容易に算出す
ることができる。This method is called direct bolus imaging (DBI), which has already been proposed by the present inventors. This is a method for calculating the blood flow velocity. Specifically, as shown in FIG. 5, the slice plane 2 orthogonal to the blood flow in the blood vessel 1 is
Selectively excited by the excitation pulses in the original direction of the gradient G Z. In the figure, the blood excited at the position A moves along with the blood flow, and after a certain time (echo time T E ),
Move to the position. By performing the frequency coding in the gradient G Z during MR signal detection, the frequency information of the Z-axis method which is the direction of flow, i.e., it is possible to determine the moving distance d. If the moving distance d is obtained, since the imaging parameters T E are known, the blood flow velocity V can be easily calculated from V = d / T E.
上述したように各血流計測手法において、心電図波形
に同期して一心拍中の各心時相の血流速を同時撮像す
る、いわゆる多心時相同時撮像（シネ撮像）といわれる
撮像手法がある。以下、この撮像手法を第６図を参照し
て説明する。As described above, in each blood flow measurement method, there is an imaging method called so-called multi-cardiac simultaneous phase imaging (cine imaging) in which the blood flow velocity of each cardiac phase during one heartbeat is simultaneously imaged in synchronization with an electrocardiogram waveform. is there. Hereinafter, this imaging method will be described with reference to FIG.
同図（ａ）は心電図波形であり、同図（ｂ）は前記心
電図波形に対応した、動脈などの拍動脈の血流速パター
ンを示している。例えば、MR信号としてエコー信号を検
出している従来の多心時相同時撮像では、心電図中のＲ
波に同期したトリガ信号を作成し（同図（ｃ）参照）、
このトリガ信号を基準として、所定のタイミングで撮像
スライス面を励起するための励起パルスを照射し（同図
（ｄ）参照）、前記励起パルスが照射されてから一定の
時間（エコータイムTE）を経過した後にエコー信号を検
出することによって（同図（ｅ）参照）、換言すれば、
90゜パルスが照射されてから一定時間を経過した後にエ
コー信号が得られるように、撮像パラメータであるエコ
ータイムTEを一定値に設定することによって、血流速の
測定を行っている。FIG. 2A shows an electrocardiogram waveform, and FIG. 2B shows a blood flow pattern of a pulsatile artery such as an artery corresponding to the electrocardiogram waveform. For example, in conventional multi-cardiac simultaneous phase imaging in which an echo signal is detected as an MR signal, R
Create a trigger signal synchronized with the wave (see (c) in the figure),
Based on the trigger signal, an excitation pulse for exciting the imaging slice plane is irradiated at a predetermined timing (see FIG. 3D), and a fixed time (echo time T E ) after the irradiation of the excitation pulse. By detecting the echo signal after elapse of (see (e) in the figure), in other words,
As a 90-degree pulse echo signal is obtained after a lapse of a predetermined time after being illuminated, by setting the echo time T E, which is an imaging parameter to a fixed value, and measured the blood flow velocity.
C.発明が解決しようとする課題 しかしながら、上述した従来例には次のような問題点
がある。C. Problems to be Solved by the Invention However, the above-described conventional example has the following problems.
上述したDBI法を例に採って説明すれば、各心時相に
おいて励起パルスを照射した後、一定のエコータイムTE
を経過した後にエコー信号を検出しているから、血流速
が速くなる心時相では、第７図（ａ）に示すように、励
起された血流がエコータイムTEの間に比較的長い距離d1
を移動するのに対して、血流速が遅くなる心時相では、
短い距離d2しか移動しない。そのため、血流速の遅い心
時相の測定精度が低下するという問題点がある。仮に、
血流速の遅い心時相での測定精度を上げるために、エコ
ータイムTEを長く設定すると、血流速の速い心時相時の
血流移動距離が長くなり過ぎて、測定可能エリアから外
れてしまい血流速自体の測定が不可能になる。Taking the DBI method described above as an example, after irradiating an excitation pulse in each cardiac phase, a constant echo time T E
Since by detecting the echo signals after a lapse of, the cardiac phase in which the blood flow velocity becomes faster, as shown in FIG. 7 (a), the excited blood flow relatively between the echo time T E Long distance d 1
In the cardiac phase where the blood flow velocity slows down,
Short distance d 2 only does not move. For this reason, there is a problem that the measurement accuracy of the cardiac phase in which the blood flow velocity is slow is reduced. what if,
If the echo time TE is set to be long in order to increase the measurement accuracy in the cardiac phase where the blood flow velocity is slow, the moving distance of the blood flow in the cardiac phase where the blood flow velocity is fast becomes too long, and from the measurable area. The blood flow velocity itself becomes impossible to measure.
同種の問題は、MR信号の強度変化から血流速を計測す
る装置や、MR信号の位相変化から血流速を計測する装置
についても存在する。The same type of problem also exists in an apparatus that measures a blood flow velocity from an intensity change of an MR signal and an apparatus that measures a blood flow velocity from a phase change of an MR signal.
この発明は、このような事情に鑑みてなされたもので
あって、各心時相において精度よく血流速を測定するこ
とができる血流計測装置を提供することを目的としてい
る。The present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to provide a blood flow measurement device that can accurately measure a blood flow velocity in each cardiac phase.
D.課題を解決するための手段 この発明は、上記目的を達成するために次のような構
成を備えている。D. Means for Solving the Problems The present invention has the following configuration to achieve the above object.
即ち、この発明は、心電図波形に同期して、一心拍中
の各心時相における血流を核磁気共鳴撮像することによ
って血流速を測定する血流計測装置において、測定部位
の標準的な血流速パターンに応じた撮像パラメータを格
納したテーブルを備え、心電図波形から得られたトリガ
信号に基づき、前記テーブルから所要の撮像パラメータ
を読み出し、この撮像パラメータに従ってパルスシーケ
ンスを決定して血流情報を収集するものである。That is, the present invention relates to a blood flow measurement device that measures a blood flow velocity by performing nuclear magnetic resonance imaging of a blood flow in each cardiac phase during one heartbeat in synchronization with an electrocardiogram waveform. A table storing imaging parameters corresponding to the blood flow velocity pattern, based on a trigger signal obtained from an electrocardiogram waveform, reading required imaging parameters from the table, determining a pulse sequence according to the imaging parameters, and determining blood flow information; Is to collect.
E.作 用 この発明によれば、一心拍中の各心時相ごとに血流速
に応じた撮像パラメータがテーブルから読み出され、こ
の撮像パラメータに従ってパルスシーケンスが決定され
て血流情報が収集される。その結果、例えば、撮像パラ
メータとしてのエコータイムを血流速パターンに応じて
テーブルに格納した場合には、血流速の速い心時相では
エコータイムが比較的短くなり、血流速の遅い心時相で
はエコータイムが比較的長くなるので、各心時相ごとの
検出可能な血流情報の変化量（ダイナミックレンジ）が
大きくなり、測定精度が向上する。E. Operation According to the present invention, imaging parameters corresponding to the blood flow velocity are read from the table for each cardiac phase during one heartbeat, and a pulse sequence is determined according to the imaging parameters to collect blood flow information. Is done. As a result, for example, when the echo time as the imaging parameter is stored in the table according to the blood flow velocity pattern, the echo time is relatively short in the cardiac phase in which the blood flow velocity is fast, and the echo time is low in the cardiac phase in which the blood flow velocity is slow. Since the echo time is relatively long in the time phase, the amount of change (dynamic range) in the detectable blood flow information for each cardiac time phase is increased, and the measurement accuracy is improved.
F.実施例 以下、この発明の実施例を図面に基づいて説明する。F. Embodiment Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
第１図は、この発明の一実施例の構成の概略を示した
ブロック図である。FIG. 1 is a block diagram schematically showing the configuration of an embodiment of the present invention.
同図において、Ｍは図示しないMR装置のガントリ内に
挿入された被検体であり、この被検体Ｍに近接して被検
体Ｍに向けて励起パルスを照射するとともに、被検体Ｍ
からのMR信号を受信するアンテナコイル11と、傾斜磁場
発生用の傾斜磁場コイル12とが設けられている。アンテ
ナコイル11は高周波（RF）送受信部15に、傾斜磁場コイ
ル12は傾斜磁場電源16にそれぞれ接続されている。In the figure, M denotes an object inserted into a gantry of an MR apparatus (not shown), which emits an excitation pulse toward the object M in close proximity to the object M, and
An antenna coil 11 for receiving an MR signal from the antenna and a gradient coil 12 for generating a gradient magnetic field are provided. The antenna coil 11 is connected to a radio frequency (RF) transmission / reception unit 15, and the gradient coil 12 is connected to a gradient power supply 16.
符号13は、被検体Ｍの心電図波形をモニタする心電図
モニタである。この心電図モニタ13は、心電図波形から
トリガ信号を作成し、このトリガ信号はシーケンスコン
トローラ14に与えられる。シーケンスコントローラ14
は、データ処理部17から与えられた撮像パラメータを参
照して、予め定められたシーケンスに従って、励起パル
ス発生タイミングをRF送受信部15に与えるとともに、傾
斜磁場コルトロール信号を傾斜磁場電源16に与える。Reference numeral 13 denotes an electrocardiogram monitor for monitoring an electrocardiogram waveform of the subject M. The electrocardiogram monitor 13 creates a trigger signal from the electrocardiogram waveform, and the trigger signal is provided to the sequence controller 14. Sequence controller 14
With reference to the imaging parameters provided from the data processing unit 17, the excitation pulse generation timing is provided to the RF transmission / reception unit 15 and the gradient magnetic field control signal is supplied to the gradient magnetic field power supply 16 according to a predetermined sequence.
データ処理部17は、RF送受信部15から与えられたMR信
号を演算処理して、血流の流れ方向に沿った断層像を求
めるとともに、撮像パラメータ格納テーブル18から心時
相に応じた撮像パラメータを読み出して、これをシーケ
ンスコントローラ14に与える。The data processing unit 17 performs arithmetic processing on the MR signal given from the RF transmission / reception unit 15, obtains a tomographic image along the blood flow direction, and obtains imaging parameters corresponding to the cardiac time phase from the imaging parameter storage table 18. And supplies the same to the sequence controller 14.
撮像パラメータ格納テーブル18は、測定部位の標準的
な血流速パターンに応じた撮像パラメータを格納してお
り、この実施例では撮像パラメータとしてエコータイム
TEおよび励起パルスのタイムインターバルTRが格納され
る。The imaging parameter storage table 18 stores imaging parameters corresponding to a standard blood flow velocity pattern of a measurement site. In this embodiment, an echo time is used as an imaging parameter.
T E and the time interval T R of the excitation pulse is stored.
符号19は、断層像を表示するためのCRTや、前記撮像
パラメータを入力設定するためのキーボード等を含んだ
コンソールである。Reference numeral 19 denotes a console including a CRT for displaying a tomographic image, a keyboard for inputting and setting the imaging parameters, and the like.
次に、第２図を参照してこの実施例の動作を説明す
る。同図（ａ）は心電図波形、同図（ｂ）は血流速パタ
ーン、同図（ｃ）はトリガ信号、同図（ｄ）は励起パル
ス照射タイミング、同図（ｅ）はエコー信号検出タイミ
ングをそれぞれ示している。Next, the operation of this embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 2A shows an electrocardiogram waveform, FIG. 2B shows a blood flow velocity pattern, FIG. 2C shows a trigger signal, FIG. 2D shows an excitation pulse irradiation timing, and FIG. 1E shows an echo signal detection timing. Are respectively shown.
心電図モニタ13によって、第２図（ａ）に示すような
心電図波形が検出されると、心電図モニタ13は心電図波
形中のＲ波に同期したトリガ信号（同図（ｃ）参照）
を、シーケンスコントローラ14に出力する。トリガ信号
を与えられたシーケンスコントローラ14は、パルスシー
ケンスを決定するための撮像パラメータをデータ処理部
17に要求する。データ処理部17は、これに基づき撮像パ
ラメータ格納テーブル18から撮像パラメータを読み取
る。この実施例では、撮像パラメータとして励起パルス
のタイムインーターバルTR1,TR2,TR3と、エコータイムT
E1,TE2,TE3とが格納されている。撮像パラメータTR1,T
E1は、血流速が中程度の心時相のときに、撮像パラメー
タTR2,TE2は血流速が高い心時相のときに、撮像パラメ
ータTR3,TE3は血流速が遅い心時相のときに、それぞれ
使用されるもので、TR2＜TR1＜TR3、TE2＜TE1＜TE3の関
係になっている。つまり、血流速が遅くなるにつれて、
励起パルスのタイムインーターバルTRおよびエコータイ
ムTEを長く設定している。When the electrocardiogram monitor 13 detects an electrocardiogram waveform as shown in FIG. 2A, the electrocardiogram monitor 13 outputs a trigger signal synchronized with the R wave in the electrocardiogram waveform (see FIG. 2C).
Is output to the sequence controller 14. Upon receiving the trigger signal, the sequence controller 14 sets the imaging parameters for determining the pulse sequence to a data processing unit.
Require 17 The data processing unit 17 reads the imaging parameters from the imaging parameter storage table 18 based on the data. In this embodiment, the time intervals T R1 , T R2 , T R3 of the excitation pulse and the echo time T
E1 , TE2 , and TE3 are stored. Imaging parameters T R1 , T
E1, when the blood flow velocity is moderate cardiac phase imaging parameter T R2, T E2 when the blood flow velocity is high cardiac phase imaging parameter T R3, T E3 is slow blood flow velocity when cardiac phase, intended to be used respectively, have a relationship of T R2 <T R1 <T R3 , T E2 <T E1 <T E3. In other words, as the blood flow velocity slows,
The time in over coater interval T R and the echo time T E of the excitation pulse is set longer.
血流速が遅くなるにつれてエコータイムを長くするこ
とにより、第３図に示すように、血流が速い場合の移動
距離d1と，血流が遅い場合の移動距離d2とをほぼ同等に
することができるので、血流速が遅い心時相における血
流速の測定精度を、第７図（ｂ）に示した従来例の場合
に比較して向上することができる。By increasing the echo time as blood flow velocity slows, as shown in FIG. 3, the moving distance d 1 when blood flow is fast, and a movement distance d 2 when the blood flow is slow almost equally Therefore, the measurement accuracy of the blood flow velocity in the cardiac phase in which the blood flow velocity is slow can be improved as compared with the conventional example shown in FIG. 7 (b).
また、血流速が速くなるにつれて、励起パルスのタイ
ムインターバルTRを短くすることにより、次のような効
果を得ることができる。即ち、血流速の速い心時相領域
は、流速変化の激しい心時相領域である。このような流
速変化の激しい心時相領域は、励起パルスのタイムイン
ターバルTRを短く設定して小刻みに血流速を測定するの
が、最高血流速を測定する際に精度が向上する。Further, as the blood flow velocity is increased, by shortening the time interval T R of the excitation pulses, it is possible to obtain the following effects. That is, the cardiac phase region in which the blood flow velocity is fast is a cardiac phase region in which the flow velocity changes drastically. Severe cardiac phase region of such a flow rate change is to measure the wiggle blood flow velocity to set a short time interval T R of the excitation pulse, the accuracy is improved in measuring the maximum blood flow velocity.
シーケンスコントローラ14は、上述のような撮像パラ
メータを基にしてパルスシーケンスを決定して、１回目
の血流情報（エコー信号）の取り込みを行い、次のトリ
ガ信号に基づき、１回目と同じ撮像パラメータで２回目
のデータの取り込みを行い、以後、同様にして例えば12
8心拍あるいは256心拍分のデータを採取することによっ
て、一枚のDBI画像を得ている。The sequence controller 14 determines the pulse sequence based on the above-described imaging parameters, captures the first blood flow information (echo signal), and, based on the next trigger signal, uses the same imaging parameters as the first time. Fetches the data for the second time.
A single DBI image was obtained by collecting data for 8 or 256 heartbeats.
なお、上述の実施例では、撮像パラメータとしてエコ
ータイムTEと励起パルスのタイムインターバルTRを設定
したが、これは第６図に示すように、タイムインターバ
ルTRを一定にして、エコータイムTEを上述の実施例と同
様に血流速パターンに応じた異なる値TE1,TE2,TE3に設
定するようにしてもよい。In the above embodiment has been set the time interval T R of the echo time T E and the excitation pulse as an imaging parameter, which as shown in FIG. 6, by the time interval T R constant, the echo time T E may be set to different values T E1 , T E2 , and T E3 according to the blood flow velocity pattern as in the above-described embodiment.
また、実施例では血流速パターンに応じて撮像パラメ
ータを３段階に切り換えたが、さらに細かく撮像パラメ
ータを設定するようにしてもよい。In the embodiment, the imaging parameters are switched in three stages according to the blood flow velocity pattern. However, the imaging parameters may be set more finely.
さらに、実施例では、DBI法を例にとって説明した
が、この発明は心電同期法による多心時相同時撮像を採
る他の血流速計測手法、例えばMR信号の信号強度から血
流速を求める手法や、MR信号の位相変化から血流速を求
める手法にも適用することができる。Furthermore, in the embodiments, the DBI method has been described as an example.However, the present invention employs another method of measuring blood flow velocity using multi-cardiac simultaneous phase imaging by the ECG synchronization method, for example, measuring the blood flow velocity from the signal intensity of the MR signal. The present invention can also be applied to a technique for obtaining the blood flow velocity from a phase change of the MR signal.
また、この発明において採用できる撮像パラメータと
しては、実施例で説明したエコータイムや励起パルスの
タイムインターバル以外に、傾斜磁場の強度などを用い
ることができる。即ち、MR信号の位相変化から血流速を
求める手法において、血流速の遅い心時相領域における
傾斜磁場の強度を血流速の速い心時相領域のそれよりも
大きく設定すると、血流速の遅い心時相領域でのMR信号
の位相変化が拡大されて現れるから、それだけ血流速の
遅い心時相領域で測定精度を向上させることができる。Further, as the imaging parameters that can be employed in the present invention, the intensity of the gradient magnetic field and the like can be used in addition to the echo time and the time interval of the excitation pulse described in the embodiment. That is, in the method of obtaining the blood flow velocity from the phase change of the MR signal, if the strength of the gradient magnetic field in the cardiac phase phase region where the blood flow velocity is slow is set larger than that in the cardiac phase phase region where the blood flow velocity is fast, the blood flow Since the phase change of the MR signal in the slow cardiac phase region appears enlarged, the measurement accuracy can be improved in the slow cardiac flow region.
さらに、実施例では血流速を測定する場合を例に採っ
て説明したが、この発明は脳脊髄液のようなその他の体
液流の流速測定にも適用することが可能である。Further, in the embodiment, the case where the blood flow velocity is measured has been described as an example. However, the present invention can be applied to the measurement of the flow velocity of other body fluid flows such as cerebrospinal fluid.
また、この発明は、血流速度のみならず、血流量を測
定する場合にも適用できることは言うまでもない。In addition, it goes without saying that the present invention can be applied not only to the measurement of the blood flow velocity but also to the measurement of the blood flow.
G.発明の効果 以上の説明から明らかなように、この発明に係る血流
計測装置によれば、一心拍中の血流速パターンに応じた
撮像パラメータを設定するように構成したから、一定の
撮像パラメータを用いて血流速を測定していた従来装置
に比較して、血流速の低い心時相領域であっても血流速
の測定を精度よく行うことができる。G. Effects of the Invention As is apparent from the above description, the blood flow measurement device according to the present invention is configured to set the imaging parameters according to the blood flow velocity pattern during one heartbeat. Compared to a conventional device that measures the blood flow velocity using the imaging parameters, the blood flow velocity can be measured more accurately even in a cardiac phase region where the blood flow velocity is low.
第１図ないし第３図は、この発明の実施例の説明図であ
り、第１図はその概略ブロック図、第２図は動作説明に
供する波形図であって、同図（ａ）は心電図波形、同図
（ｂ）は血流速パターン、同図（ｃ）はトリガ信号、同
図（ｄ）は励起パルス照射タイミング、同図（ｅ）はエ
コー信号検出タイミングを示し、第３図は励起された血
流の移動距離の説明図である。また、第４図は、この発
明の別実施例の動作説明に供する波形図である。 第５図ないし第７図は従来例の説明図であり、第５図は
従来の血流速の測定手法の一例であるDBI法の説明図、
第６図は従来装置の動作説明に供する波形図、第７図は
励起された血流の移動距離の説明図である。 11……アンテナコイル 12……傾斜磁場コイル 13……心電図モニタ 14……シーケンスコントローラ 15……RF送受信部 16……傾斜磁場電源 17……データ処理部 18……撮像パラメータ格納テーブル 19……コンソール1 to 3 are explanatory diagrams of an embodiment of the present invention. FIG. 1 is a schematic block diagram of the embodiment, FIG. 2 is a waveform diagram for explaining the operation, and FIG. FIG. 3 (b) shows a blood flow pattern, FIG. 3 (c) shows a trigger signal, FIG. 3 (d) shows an excitation pulse irradiation timing, FIG. 3 (e) shows an echo signal detection timing, and FIG. FIG. 3 is an explanatory diagram of a moving distance of an excited blood flow. FIG. 4 is a waveform chart for explaining the operation of another embodiment of the present invention. 5 to 7 are explanatory diagrams of a conventional example, and FIG. 5 is an explanatory diagram of a DBI method which is an example of a conventional blood flow velocity measuring method.
FIG. 6 is a waveform diagram for explaining the operation of the conventional device, and FIG. 7 is an explanatory diagram of the moving distance of the excited blood flow. 11 Antenna coil 12 Gradient magnetic field coil 13 Electrocardiogram monitor 14 Sequence controller 15 RF transceiver 16 Gradient magnetic field power supply 17 Data processing unit 18 Imaging parameter storage table 19 Console
Claims (1)
相における血流を核磁気共鳴撮像することによって血流
速を測定する血流計測装置において、測定部位の標準的
な血流速パターンに応じた撮像パラメータを格納したテ
ーブルを備え、心電図波形から得られたトリガ信号に基
づき、前記テーブルから所要の撮像パラメータを読み出
し、この撮像パラメータに従ってパルスシーケンスを決
定して血流情報を収集することを特徴とする血流計測装
置。1. A blood flow measuring apparatus for measuring a blood flow velocity by performing a magnetic resonance imaging of a blood flow in each cardiac phase during one heartbeat in synchronization with an electrocardiogram waveform. A table storing imaging parameters corresponding to the flow velocity pattern is provided.Based on a trigger signal obtained from an electrocardiogram waveform, required imaging parameters are read from the table, and a pulse sequence is determined according to the imaging parameters to obtain blood flow information. A blood flow measuring device characterized by collecting.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1079902A JP2697104B2 (en) | 1989-03-29 | 1989-03-29 | Blood flow measurement device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1079902A JP2697104B2 (en) | 1989-03-29 | 1989-03-29 | Blood flow measurement device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02255124A JPH02255124A (en) | 1990-10-15 |
| JP2697104B2 true JP2697104B2 (en) | 1998-01-14 |
Family
ID=13703215
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1079902A Expired - Lifetime JP2697104B2 (en) | 1989-03-29 | 1989-03-29 | Blood flow measurement device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2697104B2 (en) |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US9107589B2 (en) | 2010-10-13 | 2015-08-18 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
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-
1989
- 1989-03-29 JP JP1079902A patent/JP2697104B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02255124A (en) | 1990-10-15 |
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