JPH0833618A - Blood flow plotting method for magnetic resonance imaging system - Google Patents
Blood flow plotting method for magnetic resonance imaging systemInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】この発明は、核磁気共鳴（以下、
ＮＭＲという）現象を利用して被検体の所望部位の断層
画像を得る磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩとい
う）装置において血流断層像を得るための血流描出方法
に関し、特に高い空間分解能の画像を行なうことが可能
な血流描出方法に関する。This invention relates to nuclear magnetic resonance (hereinafter, referred to as
The present invention relates to a blood flow visualization method for obtaining a tomographic image of a blood flow in a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus that obtains a tomographic image of a desired site of a subject by utilizing a phenomenon called “NMR”, The present invention relates to a blood flow visualization method that can be performed.
【０００２】[0002]
【従来の技術】ＭＲＩ装置は、静磁場に置かれた被検体
に高周波コイルにより電磁波を照射して生体組織を構成
する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせ、それによっ
て発生する磁気共鳴信号（以下、ＮＭＲ信号という）を
受信コイルで受信し、受信されたＮＭＲ信号にフーリエ
変換を行なって画像に再構成するもので、被検体の任意
箇所における断層像を得るために広く利用されている。2. Description of the Related Art An MRI apparatus irradiates a subject placed in a static magnetic field with an electromagnetic wave by a high-frequency coil to cause nuclear magnetic resonance in atomic nuclei of atoms constituting a living tissue, and a magnetic resonance signal generated thereby ( Hereinafter, an NMR signal will be received by a receiving coil, and the received NMR signal will be subjected to Fourier transform to reconstruct an image, which is widely used to obtain a tomographic image at an arbitrary position of the subject.
【０００３】このような磁気共鳴イメージング装置で
は、被検体に静磁場を与える静磁場発生磁石と、被検体
の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こ
させる高周波パルスを印加するための高周波コイルとの
他に、空間内に位置情報を得るための傾斜磁場を作るた
めの傾斜磁場コイルを備えており、これら高周波コイル
及び傾斜磁場コイルはシーケンサによって所定のパルス
シーケンスで繰返し駆動される。In such a magnetic resonance imaging apparatus, a static magnetic field generating magnet for applying a static magnetic field to a subject and a high frequency pulse for causing a nuclear magnetic resonance to atomic nuclei of atoms constituting a living tissue of the subject are applied. In addition to the high frequency coil, a gradient magnetic field coil for creating a gradient magnetic field for obtaining position information in space is provided, and the high frequency coil and the gradient magnetic field coil are repeatedly driven by a sequencer in a predetermined pulse sequence.
【０００４】この撮像のための典型的なパルスシーケン
スとして図５に示すスピンエコー法やグラディエントエ
コー法がある。スピンエコー法では、図４に示すように
静磁場（Ｈ0）の加えられている方向（Ｚ方向）に向い
ているスピン（巨視的磁化）を９０゜に倒す高周波パル
ス（以下、９０゜パルスという）を印加し（図５
（ａ））、次いで９０゜パルス照射からエコー信号が出
るまでの時間（エコー時間Ｔｅ）の半分の時間後（Ｔｅ
／２）に、スピンの１８０゜倒す高周波パルス（以下、
１８０゜パルスという）を印加することによりエコー信
号を得る（同図（ｂ））。As a typical pulse sequence for this imaging, there are a spin echo method and a gradient echo method shown in FIG. In the spin echo method, as shown in FIG. 4, a high frequency pulse (hereinafter referred to as a 90 ° pulse) that causes spins (macroscopic magnetization) oriented in a direction (Z direction) to which a static magnetic field (H 0 ) is applied to 90 ° Is applied (Fig. 5)
(A)), then, after half the time (echo time Te) from the 90 ° pulse irradiation until the echo signal is output (Te
/ 2), a high-frequency pulse (hereinafter,
An echo signal is obtained by applying a 180 ° pulse) ((b) in the same figure).
【０００５】ここでエコー信号の空間的な分布を求める
ために均一な静磁場に傾斜磁場を重畳して空間的な磁場
勾配を形成する。スピンの回転周波数は磁場強度に比例
することから、傾斜磁場が加わった状態においては各ス
ピンの回転周波数は空間的に異なる。従ってこの周波数
を調べることで各スピンの位置を知ることができる。こ
のために位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙと周波数エン
コード方向傾斜磁場Ｇｘが用いられる。また被検体の所
定のスライス面を測定するために高周波パルスとともに
スライス方向傾斜磁場Ｇｚが与えられる。Here, in order to obtain the spatial distribution of the echo signal, a gradient magnetic field is superimposed on a uniform static magnetic field to form a spatial magnetic field gradient. Since the rotation frequency of spins is proportional to the magnetic field strength, the rotation frequency of each spin spatially differs when a gradient magnetic field is applied. Therefore, the position of each spin can be known by examining this frequency. For this purpose, the phase encode direction gradient magnetic field Gy and the frequency encode direction gradient magnetic field Gx are used. Further, a slice direction gradient magnetic field Gz is applied together with a high frequency pulse in order to measure a predetermined slice plane of the subject.
【０００６】このようなパルスシーケンスを基本単位と
して、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙの強度を毎回変
えながら一定の繰返し時間Ｔｒ毎に、所定回数例えば２
５６回繰返す。こうして得られた計測信号を２次元フー
リエ変換することにより、巨視的磁化の空間分布が求め
られる。Using such a pulse sequence as a basic unit, the intensity of the phase-encoding direction gradient magnetic field Gy is changed each time, and a predetermined number of times, for example, 2 for each constant repetition time Tr.
Repeat 56 times. The spatial distribution of macroscopic magnetization can be obtained by two-dimensional Fourier transforming the measurement signal thus obtained.
【０００７】ところで静止した組織については、以上の
ようなパルスシーケンスによってエコー信号を得ること
ができるが、血液のような流体では高周波パルスによっ
て励起したスピンが励起した領域（スライス面）から流
出し、未励起スピンが流入する、また傾斜磁場の存在す
るところでは磁場強度の変化に応じて励起スピンの位相
が変化する、といった現象が生じる。このためＭＲＩ装
置における血流描出方法として、スライス面への血流が
流入することにより周辺組織の静止スピンとの信号強度
に差を生じる流入効果を用いたTime-of flight（飛行時
間）法、位相シフトを用いた位相法が提案されている。By the way, for a stationary tissue, an echo signal can be obtained by the pulse sequence as described above, but in a fluid such as blood, spins excited by a high frequency pulse flow out from a region (slice surface) excited by the high frequency pulse, A phenomenon occurs in which unexcited spins flow in, and where excited magnetic fields exist, the phase of excited spins changes in response to changes in the magnetic field strength. Therefore, as a blood flow rendering method in the MRI apparatus, a time-of-flight method that uses an inflow effect that causes a difference in signal intensity from a stationary spin of surrounding tissue due to inflow of blood flow into a slice plane, A phase method using phase shift has been proposed.
【０００８】このうちTime-of-Flight（ＴＯＦ）法に
は、２次元ＴＯＦ法と３次元ＴＯＦ法があり、いずれの
場合にも同一領域（スライス面）に対して、高周波パル
スを短時間例えば数１０ms連続的に印加するパルスシー
ケンス（図３）で、エコー信号を得る。即ち、このパル
スシーケンスでは同一領域に対してＴ1（縦緩和時間）
に比べ短い繰返し時間Ｔｒで所定の励起パルス（高周波
パルス）を加え、傾斜磁場のエンコードステップを進め
る。このようにして得られるエコー信号のうち、静止部
から発せられる信号は、そのスピンが繰返し励起によっ
て飽和状態にあるため強度の低いものとなるが、血流に
含まれるスピンは随時新たな未飽和のスピンが流入して
くるため、相対的に静止部の組織より高信号を発する。
この流入効果を利用して、複数枚のスライスについて撮
像を行い、得られた画像を重ね合わせ投影処理を行うこ
とにより、血流描画が可能となる。Of these, the Time-of-Flight (TOF) method includes a two-dimensional TOF method and a three-dimensional TOF method. In either case, a high frequency pulse is applied to the same region (slice plane) for a short time, for example. An echo signal is obtained by a pulse sequence (FIG. 3) continuously applied for several tens of ms. That is, in this pulse sequence, T 1 (vertical relaxation time) for the same region
A predetermined excitation pulse (high-frequency pulse) is added at a repetition time Tr shorter than that in step 1 to advance the gradient magnetic field encoding step. Of the echo signals obtained in this way, the signal emitted from the stationary part has a low intensity because the spins are in a saturated state due to repeated excitation, but the spins contained in the blood flow are constantly replaced by new unsaturated states. Because the spins of the inflow, the high signal is emitted relatively from the tissue of the stationary part.
By utilizing this inflow effect, imaging is performed on a plurality of slices, and the obtained images are superimposed and projected to perform blood flow drawing.
【０００９】[0009]
【発明が解決しようとする課題】ところでTime-of-Flig
ht法の血流描出法において、撮影領域を選択的に励起す
るための高周波パルスのパルス形状としてｓｉｎｃ関数
が用いられるが、このような高周波パルスによって選択
励起された領域の信号強度の特性、即ち励起プロファイ
ルは矩形である。このような励起プロファイルの高周波
パルスを繰返し印加することにより、選択領域の流出側
では多重励起により血流スピンが飽和され、血流信号が
低下するという問題がある。この信号低下を解消するた
めに、スライス方向に傾斜を有する励起プロファイルと
なるような高周波パルスを用いることが有効である。即
ち、流入部付近の励起角を低く押えることにより、スピ
ンの飽和を抑制し、流出部まで高い信号強度を保つこと
ができ、これにより高い血流描出能を持つ画像が得られ
る。[Problems to be Solved by the Invention] Time-of-Flig
In the blood flow rendering method of the ht method, the sinc function is used as the pulse shape of the high-frequency pulse for selectively exciting the imaging region. The characteristic of the signal intensity of the region selectively excited by such a high-frequency pulse, that is, The excitation profile is rectangular. By repeatedly applying the high-frequency pulse having such an excitation profile, there is a problem that the blood flow spin is saturated by the multiple excitation on the outflow side of the selected region and the blood flow signal is lowered. In order to eliminate this signal drop, it is effective to use a high-frequency pulse having an excitation profile that has an inclination in the slice direction. That is, by suppressing the excitation angle near the inflow portion to a low level, spin saturation can be suppressed and a high signal intensity can be maintained up to the outflow portion, whereby an image with a high blood flow visualization capability can be obtained.
【００１０】しかし、前述した流出部における血流信号
低下は血流速に依存し、血流が遅い部位や血流の遅い高
齢者等の患者では、信号低下の割合が大きくなる。従っ
て、血流速の速い被検体では、励起プロファイルの傾斜
は比較的緩やかに、また血流速の遅い被検体では、傾斜
を比較的急に設定する必要がある。例えば、血流速の速
い被検体に対し、あまり急な傾斜にすると流入部の血流
信号が逆に低下してしまう。また血流速の遅い被検体に
対し、あまり緩やかに傾斜すると、スピンの飽和の抑制
の効果がほとんど得られず、前述のように流出部の血流
信号が低下する。However, the decrease in the blood flow signal at the outflow portion described above depends on the blood flow velocity, and the ratio of the signal decrease becomes large in patients with slow blood flow or patients with slow blood flow. Therefore, it is necessary to set the slope of the excitation profile relatively gentle for a subject having a high blood flow velocity, and to set the slope relatively steep for a subject having a slow blood flow velocity. For example, if the subject having a high blood flow velocity is inclined too steeply, the blood flow signal at the inflow portion will conversely decrease. If the subject having a slow blood flow velocity is inclined too gently, the effect of suppressing spin saturation is hardly obtained, and the blood flow signal at the outflow portion is lowered as described above.
【００１１】従来血流速の測定方法として、隣接面或い
は交差する２つの面を励起してボラスの移動を追跡する
ボーラストラッキング法等が知られているが、撮像のた
めのシーケンスの他に、予めこのような流速計測シーケ
ンスを行なうことは撮像時間を延長することになり、好
ましくない。As a conventional blood flow velocity measuring method, a bolus tracking method for tracking the movement of bolus by exciting an adjacent surface or two intersecting surfaces is known. It is not preferable to perform such a flow velocity measurement sequence in advance, because the imaging time is extended.
【００１２】この発明はこのような従来技術の問題点に
鑑みなされたもので、個人差によらず高い血流描出能が
得られ、しかも高スループットの撮像が可能であるＭＲ
Ｉ装置における血流描出方法を提供することを目的とす
る。The present invention has been made in view of the above problems of the prior art. An MR capable of obtaining a high blood flow depiction regardless of individual differences and capable of high throughput imaging.
An object of the present invention is to provide a blood flow visualization method in the I device.
【００１３】[0013]
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
る本発明の磁気共鳴イメージング装置における血流描出
方法は、静磁場中に置かれた被検体に所定の撮像パルス
シーケンスで高周波パルスを印加するとともに傾斜磁場
を与え、被検体の生体組織を構成する原子の原子核の核
磁気共鳴により放出されるエコー信号を用いて画像再構
成演算を行い、血流像を描出するＭＲＩ装置における血
流描出方法において、血流像描出のための撮像パルスシ
ーケンスに先立って血流速測定のための血流速測定パル
スシーケンスを行い、この血流速測定パルスシーケンス
によって得られた血流速に基づき、撮像パルスシーケン
スにおいて印加される高周波パルスを最適な励起プロフ
ァイルが得られるように設定するものであり、血流速測
定パルスシーケンスは高周波パルスを印加した後、位相
エンコードパルスを正負反転して印加するシーケンスを
繰返すことによって複数のエコー信号のデータを得、こ
れらデータの位相エンコード方向のフーリエ変換を行う
ことにより、血流速を測定する工程から成るものであ
る。ここで高周波パルスは、励起プロファイルが傾斜形
状であって、その傾斜比率が最適となるように設定さ
れ、好適には所定の傾斜比率をもつ励起プロファイルと
なるように振幅及び位相データが定められる。A method of imaging blood flow in a magnetic resonance imaging apparatus of the present invention that achieves the above object is to apply a high frequency pulse to a subject placed in a static magnetic field in a predetermined imaging pulse sequence. In addition, a gradient magnetic field is applied, and image reconstruction calculation is performed using echo signals emitted by nuclear magnetic resonance of atomic nuclei of atoms that compose the biological tissue of the subject, and blood flow is visualized in an MRI device that visualizes a blood flow image. In the method, a blood flow velocity measurement pulse sequence for blood flow velocity measurement is performed prior to an imaging pulse sequence for imaging a blood flow image, and imaging is performed based on the blood flow velocity obtained by this blood flow velocity measurement pulse sequence. The high-frequency pulse applied in the pulse sequence is set so that the optimum excitation profile can be obtained. After applying a high-frequency pulse, the sequence of applying the phase encode pulse by inverting the sign is repeated to obtain the data of multiple echo signals, and the Fourier transform in the phase encode direction of these data is performed to determine the blood flow velocity. It consists of a measuring step. Here, the high-frequency pulse has an excitation profile with an inclined shape and is set so that its inclination ratio is optimum, and amplitude and phase data are preferably determined so as to have an excitation profile with a predetermined inclination ratio.
【００１４】[0014]
【作用】位相エンコードパルスを正負反転して印加する
ことにより、血流スピンの位相が戻り、位相が戻る程度
は位相エンコードの流速に依存する。従って位相エンコ
ードパルスを正負反転するシーケンスによって得られた
エコー信号データを位相方向のフーリエ変換することに
より、血流速についての情報が容易且つ短時間に求める
ことができる。By applying the phase encode pulse after inverting the sign, the phase of the blood flow spin is returned, and the degree to which the phase is returned depends on the flow velocity of the phase encode. Therefore, by performing the Fourier transform in the phase direction on the echo signal data obtained by the sequence of inverting the phase encode pulse, the information about the blood flow velocity can be obtained easily and in a short time.
【００１５】この血流速の情報に基づき、引続いて行わ
れる血流描出のための撮像パルスシーケンスにおいて印
加される高周波パルスの励起プロファイルが最適となる
ようにする。特に血流速に合せて傾斜プロファイルの傾
斜比率を最適にすることにより、被検体や撮像部位によ
らず、流出部付近においても高い描出能の血管像を取得
できる。予め所定の傾斜比率をもつ励起プロファイルと
なるように高周波パルスの振幅及び位相データを定義し
ておくことにより、血流速に合せて自動的に高周波パル
スの設定ができる。Based on the information on the blood flow velocity, the excitation profile of the high frequency pulse applied in the imaging pulse sequence for the subsequent blood flow visualization is optimized. In particular, by optimizing the inclination ratio of the inclination profile in accordance with the blood flow velocity, it is possible to obtain a blood vessel image having a high visualization ability even in the vicinity of the outflow portion regardless of the subject or the imaged site. By previously defining the amplitude and phase data of the high frequency pulse so that the excitation profile has a predetermined inclination ratio, the high frequency pulse can be automatically set according to the blood flow velocity.
【００１６】[0016]
【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。図２は本発明の血流描出方法が適用される
ＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図で、この磁気共
鳴イメージング装置は、磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用
して被検体の断層像を得るもので、静磁場発生磁石２
と、磁場勾配発生系３と、送信系４と、受信系５と、信
号処理系６と、シーケンサ７と、中央処理装置（ＣＰ
Ｕ）８とを備えて成る。Embodiments of the present invention will now be described in detail with reference to the drawings. FIG. 2 is a block diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus to which the blood flow visualization method of the present invention is applied. This magnetic resonance imaging apparatus obtains a tomographic image of a subject by utilizing a magnetic resonance (NMR) phenomenon. Then, the static magnetic field generating magnet 2
A magnetic field gradient generation system 3, a transmission system 4, a reception system 5, a signal processing system 6, a sequencer 7, and a central processing unit (CP).
U) 8 and.
【００１７】静磁場発生磁石２は、被検体１の周りにそ
の体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を
発生させるもので、被検体１の周りのある広がりをもっ
た空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導
方式の磁場発生手段が配置されている。磁場勾配発生系
３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル
９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電
源１０とから成り、後述のシーケンサ７からの命令に従
ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動するこ
とにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇ
ｙ、Ｇｚを被検体１に印加するようになっている。この
傾斜磁場の加え方により被検体１に対するスライス面を
設定することができる。The static magnetic field generating magnet 2 is for generating a uniform static magnetic field around the subject 1 in the body axis direction or in a direction orthogonal to the body axis, and has a space around the subject 1 with a certain spread. A magnetic field generating means of a permanent magnet type, a normal conducting type or a superconducting type is arranged in. The magnetic field gradient generation system 3 is composed of a gradient magnetic field coil 9 wound in three axial directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power supply 10 that drives each of the gradient magnetic field coils, and follows a command from a sequencer 7 described later. By driving the gradient magnetic field power supply 10 of each coil, the gradient magnetic fields Gx, G in the three axial directions of X, Y, Z are obtained.
y and Gz are applied to the subject 1. The slice plane for the subject 1 can be set by the method of applying this gradient magnetic field.
【００１８】シーケンサ７は、被検体１の生体組織を構
成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせる高周波磁場
パルスをある所定のパルスシーケンサで繰り返し印加す
るもので、ＣＰＵ８の制御で作動し、被検体１の断層像
のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系４及び磁場
勾配発生系３並びに受信系５に送るようになっている。
このパルスシーケンスとして、所定の撮像のためのＴＯ
Ｆ法のパルスシーケンスと、血流速を測定するための血
流速測定パルスシーケンスが設定されており、撮像パル
スシーケンスに先立って、血流速測定パルスシーケンス
が実行されるように送信系４、磁場勾配発生系３、受信
系５が制御される。The sequencer 7 repeatedly applies a high frequency magnetic field pulse that causes magnetic resonance to the atomic nuclei of the atoms constituting the biological tissue of the subject 1 by a predetermined pulse sequencer and operates under the control of the CPU 8 to Various commands necessary for collecting data of the tomographic image 1 are sent to the transmission system 4, the magnetic field gradient generation system 3 and the reception system 5.
As this pulse sequence, the TO
The pulse sequence of the F method and the blood flow velocity measurement pulse sequence for measuring the blood flow velocity are set, and the transmission system 4, such that the blood flow velocity measurement pulse sequence is executed prior to the imaging pulse sequence, The magnetic field gradient generation system 3 and the reception system 5 are controlled.
【００１９】送信系４は、シーケンサ７から送り出され
る高周波パルスにより被検体１の生体組織を構成する原
子の原子核に磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を
照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周
波増幅器１３と送信側の高周波コイル１４ａとから成
り、高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシ
ーケンサ７の命令にしたがって変調器１２で振幅変調
し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１
３で増幅した後に被検体１に接近して配置された高周波
コイル１４ａに供給することにより、電磁波が被検体１
に照射されるようになっている。また、高周波パルスは
位相変調データ及び振幅変調データにより定義され、こ
のデータに基づき高周波パルスが位相変調される。これ
により後述する血流速計測で計測された血流速に応じ
て、最適な高周波パルスの印加が設定される。The transmission system 4 irradiates a high-frequency magnetic field in order to cause magnetic resonance in the atomic nuclei of the atoms forming the biological tissue of the subject 1 by the high-frequency pulse sent from the sequencer 7. The high-frequency oscillator 11 and the modulator. 12, a high-frequency amplifier 13, and a high-frequency coil 14a on the transmission side. The high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 according to the instruction of the sequencer 7, and the high-frequency pulse thus amplitude-modulated is high-frequency amplifier. 1
3 is supplied to the high frequency coil 14a which is placed close to the subject 1 after being amplified by the electromagnetic wave 3
It is designed to be illuminated. The high frequency pulse is defined by the phase modulation data and the amplitude modulation data, and the high frequency pulse is phase modulated based on this data. As a result, the optimum application of the high frequency pulse is set according to the blood flow velocity measured by the blood flow velocity measurement described later.
【００２０】受信系５は、被検体１の生体組織の原子核
の磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）
を検出するもので、受信側の高周波コイル１４ｂと、増
幅器１５と、直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７
とから成り、送信側の高周波コイル１４ａから照射され
た電磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）
は被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで
検出され、増幅器１５及び直交位相検波器１６を介して
Ａ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル量に変換され、
さらにシーケンサ７からの命令によるタイミングで直交
位相検波器１６によりサンプリングされた二系列の収集
データとされ、その信号が信号処理系６に送られるよう
になっている。尚、送信側及び受信側の高周波コイル１
４ａ、１４ｂと傾斜磁場コイル９は、被検体１の周りの
空気に配置された静磁場発生磁石２の磁場空間内に設置
されている。The receiving system 5 is an echo signal (NMR signal) emitted by magnetic resonance of atomic nuclei of the living tissue of the subject 1.
For detecting the high frequency coil 14b on the receiving side, the amplifier 15, the quadrature detector 16, and the A / D converter 17
And a response electromagnetic wave (NMR signal) of the subject 1 due to the electromagnetic wave emitted from the high-frequency coil 14a on the transmission side.
Is detected by the high-frequency coil 14b arranged close to the subject 1, is input to the A / D converter 17 via the amplifier 15 and the quadrature detector 16, and is converted into a digital quantity.
Further, two series of collected data are sampled by the quadrature phase detector 16 at the timing according to the instruction from the sequencer 7, and the signals are sent to the signal processing system 6. The high frequency coil 1 on the transmitting side and the receiving side
The magnetic field coils 4 a and 14 b and the gradient magnetic field coil 9 are installed in the magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 2 arranged in the air around the subject 1.
【００２１】信号処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気ディス
ク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等の
ディスプレイ２０とから成り、ＣＰＵ８でフーリエ変
換、補正係数計算、像再構成等の処理を行い、任意断面
の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行っ
て得られた分布を画像化してディスプレイ２０に断層像
として表示するようになっている。The signal processing system 6 is composed of a CPU 8, a recording device such as a magnetic disk 18 and a magnetic tape 19 and a display 20 such as a CRT. The CPU 8 performs processing such as Fourier transform, correction coefficient calculation and image reconstruction. Then, the signal intensity distribution of an arbitrary section or a distribution obtained by performing an appropriate calculation on a plurality of signals is imaged and displayed as a tomographic image on the display 20.
【００２２】またＣＰＵ８のメモリ或いは記憶装置に
は、予め血流速と撮像のための最適な高周波パルスとを
対応付ける基礎データが収納されており、ＣＰＵ８は与
えられた血流速データから最適な高周波パルス印加の自
動設定を行うようにシーケンサ７を制御する。基礎デー
タは例えば血流速を速い速度、標準速度、遅い速度のよ
うに数段階に分け、これら速度段階に対応する励起プロ
ファイルの傾斜比率として与えることができ、所定の傾
斜比率の励起プロファイルを与える高周波パルスの位相
変調データ及び振幅変調データが選択されるようにす
る。なお、所定の励起プロファイルを与える高周波パル
スを定義する振幅及び位相のデータを、血流速に対応付
けて予めメモリのテーブルに収納しておいてもよい。Further, the memory or storage device of the CPU 8 stores in advance basic data for associating the blood flow velocity with the optimum high frequency pulse for imaging, and the CPU 8 stores the optimum high frequency from the given blood flow velocity data. The sequencer 7 is controlled so as to automatically set the pulse application. The basic data can be given as the slope ratio of the excitation profile corresponding to these speed stages by dividing the blood flow velocity into several stages such as fast velocity, standard velocity, and slow velocity, and give an excitation profile with a predetermined slope ratio. The phase modulation data and the amplitude modulation data of the high frequency pulse are selected. The amplitude and phase data defining the high-frequency pulse that gives a predetermined excitation profile may be stored in advance in a memory table in association with the blood flow velocity.
【００２３】次にこのようなＭＲＩ装置における血流描
出方法について説明する。始めに、Time-of-flight法の
撮像の際の励起プロファイルのスライス方向の傾斜比率
を決定するために、図１に示すような血流速測定シーケ
ンスの撮像を行う。なお、図１において（ａ）は高周波
パルスの照射タイミング及び被検体のスライス位置を選
択的に励起するためのエンベロープを示し、（ｂ）はス
ライス方向の傾斜磁場Ｇｚの印加のタイミングを示し、
（ｃ）は位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙの印加のタイ
ミング及びその振幅を変えて計測することを示す。また
（ｄ）は周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇｘの印加のタ
イミングを、（ｅ）は計測されるエコー信号を示してい
る。（ｆ）はタイムシーケンスを区間I〜VIに分けて示
したものである。Next, a method of drawing blood flow in such an MRI apparatus will be described. First, in order to determine the inclination ratio in the slice direction of the excitation profile at the time-of-flight imaging, the blood flow velocity measurement sequence as shown in FIG. 1 is imaged. In addition, in FIG. 1, (a) shows an irradiation timing of a high frequency pulse and an envelope for selectively exciting a slice position of a subject, (b) shows a timing of applying a gradient magnetic field Gz in the slice direction,
(C) shows that measurement is performed by changing the application timing and amplitude of the phase encoding direction gradient magnetic field Gy. Further, (d) shows the application timing of the gradient magnetic field Gx in the frequency encoding direction, and (e) shows the measured echo signal. (F) shows the time sequence divided into sections I to VI.
【００２４】この血流速測定のパルスシーケンスでは、
まず区間Ｉの待ち時間の後、次の区間IIにおいて選択励
起のための高周波パルス１００を照射すると共にスライ
ス方向傾斜磁場Ｇｚ1を印加する。これにより、被検体
の当該スライス内のスピンは、図４におけるＸ−Ｙ面内
に倒れる。次に区間IIIでは、スライス方向の傾斜磁場
Ｇｚ2を印加し、スライス方向にスピンの戻しを行なう
とともに、リードアウト方向の流れを有するスピンの位
相をより拡散させるため周波数エンコード方向に正の周
波数エンコードパルスＧｘ1を印加し、さらに位相エン
コード方向に位相エンコードパルスＧｙ1を印加する。
次に、区間IVにおいては、位相エンコードパルスＧｙ1
と強度が同じで極性を正負反転した位相エンコードパル
スＧｙ2を印加すると共にスライスエンコード方向に正
のフローエンコードパルスＧｚ3を印加し、さらに周波
数エンコード方向に負のフローエンコードパルスＧｘ2
を印加する。これにより、拡散したＸ方向に配列したス
ピンの位相を戻し、エコー信号のピークで０次項につい
てのみ、位相を揃える。区間Ｖで周波数エンコード方向
に負の周波数エンコードパルスＧｘ2を引き続き印加し
た後、区間VIで周波数エンコードパルスＧｘ3を印加し
てエコー信号Ｅの計測をする。In this blood flow velocity measurement pulse sequence,
First, after the waiting time in the section I, in the next section II, the high frequency pulse 100 for selective excitation is irradiated and the slice direction gradient magnetic field Gz 1 is applied. As a result, the spin in the slice of the subject falls down in the XY plane in FIG. Next, in section III, a gradient magnetic field Gz 2 in the slice direction is applied to return spins in the slice direction, and in order to further spread the phase of spins having a flow in the read-out direction, a positive frequency encode in the frequency encode direction is performed. The pulse Gx 1 is applied, and further the phase encode pulse Gy 1 is applied in the phase encode direction.
Next, in the section IV, the phase encode pulse Gy 1
A phase encode pulse Gy 2 having the same intensity as that of the positive and negative polarities is applied, a positive flow encode pulse Gz 3 is applied in the slice encode direction, and a negative flow encode pulse Gx 2 is applied in the frequency encode direction.
Is applied. As a result, the phase of the diffused spins arranged in the X direction is returned, and the phase is aligned only for the zero-order term at the peak of the echo signal. After the negative frequency encode pulse Gx 2 is continuously applied in the frequency encode direction in the section V, the frequency encode pulse Gx 3 is applied in the section VI to measure the echo signal E.
【００２５】このように負の位相エンコードパルスＧｙ
2を印加することにより、位相エンコード方向に位相を
戻すのであるが、位相が戻る割合は位相方向の流速に依
存する。従って位相戻し後のエコー信号として、流速に
ついての分布をもった信号が得られ、このような計測の
繰返しによって得られたエコー信号を位相エンコード方
向にフーリエ変換することにより速度分布を検出するこ
とができる。即ち、区間Ｉ〜VIの計測を、位相エンコー
ドパルスＧｙ1、Ｇｙ2の強度を毎回変化させ、所定回数
（例えば８、１６、３２、６４）行う。この計測から得
られたデータに対して、位相エンコード方向のフーリエ
変換を行うことにより、位相エンコード方向に流れる流
速の速度分布が求められる。Thus, the negative phase encode pulse Gy
By applying 2 , the phase is returned in the phase encoding direction, but the rate at which the phase is returned depends on the flow velocity in the phase direction. Therefore, a signal having a distribution of flow velocity is obtained as an echo signal after phase return, and the velocity distribution can be detected by Fourier transforming the echo signal obtained by repeating such measurement in the phase encoding direction. it can. That is, the intervals I to VI are measured a predetermined number of times (for example, 8, 16, 32, 64) by changing the intensities of the phase encode pulses Gy 1 and Gy 2 each time. By performing a Fourier transform in the phase encoding direction on the data obtained from this measurement, the velocity distribution of the flow velocity flowing in the phase encoding direction can be obtained.
【００２６】このようにして求められたスライス方向の
速度分布のデータの最大点の速度を、その被検体の基準
速度Ｖとする。基準速度Ｖは、例えば速い速度、標準速
度、遅い速度のように数段階のレベルとして求めてもよ
い。ＣＰＵ８は求められた基準速度Ｖと予め収納された
基礎データとを照合し、次の撮像パルスシーケンスにお
ける励起プロファイルのスライス方向の傾斜比率を自動
設定する。例えば血流速の速い被検体の場合には、スラ
イス方向の傾斜比率を小さくし、逆に血流速の遅い被検
体の場合には、比較的高い傾斜比率とし、このような傾
斜比率となるように高周波パルスを印加する。速度分布
を求め、傾斜比率を自動設定する処理は、ＣＰＵにおい
て一連の動作として行う。The velocity at the maximum point of the data of velocity distribution in the slice direction thus obtained is set as the reference velocity V of the subject. The reference speed V may be obtained as several levels such as a high speed, a standard speed, and a low speed. The CPU 8 collates the obtained reference velocity V with the basic data stored in advance, and automatically sets the inclination ratio in the slice direction of the excitation profile in the next imaging pulse sequence. For example, in the case of a subject having a high blood flow velocity, the inclination ratio in the slice direction is reduced, and conversely, in the case of a subject having a slow blood flow velocity, a relatively high inclination ratio is set, and such a slope ratio is obtained. So that the high frequency pulse is applied. The process of obtaining the velocity distribution and automatically setting the inclination ratio is performed as a series of operations in the CPU.
【００２７】次に以上のように血流速に応じて高周波パ
ルス印加が設定されると、図３（ａ）に示すようなTime
-of-Flight法の撮像のための本計測を行う。即ち、まず
選択励起パルス（ＲＦパルス）を印加するとともにスラ
イス方向傾斜磁場Ｇｚを印加し、被検体のスライス内の
スピンを所定の励起角で倒した後、スライス方向に負の
傾斜磁場を印加するとともに、位相エンコード方向に位
相エンコードパルスＧｙを印加し、周波数エンコード方
向に正のパルスＧｘを印加し、スライス方向及びリード
アウト方向の流れを有するスピン位相を拡散させる。次
いで、スライスエンコード方向に正のフローエンコード
パルスを印加し、周波数エンコード方向に負のフローエ
ンコードパルスを印加する。負のフローエンコードパル
スを引続き印加した後、リードアウト傾斜磁場パルス
（ＧＣ）を印加して、エコー時間Ｔｅにおいてエコー信
号を得る。以上のシーケンスで同一領域（スライス）に
対してＴ1（縦緩和時間）に比べ短い繰返し時間Ｔｒで
所定の励起角ＦＡの励起パルス（ＲＦパルス）を加え
る。得られるエコー信号を２次元フーリエ変換し、画像
再構成することにより、血流像を得ることができる。Next, when the high frequency pulse application is set in accordance with the blood flow velocity as described above, Time as shown in FIG.
Perform main measurement for imaging of -of-Flight method. That is, first, a selective excitation pulse (RF pulse) is applied, a gradient magnetic field Gz in the slice direction is applied, spins in the slice of the subject are tilted at a predetermined excitation angle, and then a negative gradient magnetic field is applied in the slice direction. At the same time, the phase encode pulse Gy is applied in the phase encode direction, and the positive pulse Gx is applied in the frequency encode direction to diffuse the spin phase having the flow in the slice direction and the read direction. Next, a positive flow encode pulse is applied in the slice encode direction and a negative flow encode pulse is applied in the frequency encode direction. After the negative flow encode pulse is continuously applied, the readout gradient magnetic field pulse (GC) is applied to obtain the echo signal at the echo time Te. In the above sequence, an excitation pulse (RF pulse) having a predetermined excitation angle FA is applied to the same region (slice) at a repetition time Tr shorter than T1 (longitudinal relaxation time). A blood flow image can be obtained by performing a two-dimensional Fourier transform on the obtained echo signal and reconstructing an image.
【００２８】尚、以上の実施例では本計測として２次元
Time-of-flight法のパルスシーケンスについて述べた
が、図３（ｂ）に示すような３次元Time-of-flight法で
血流像を得る場合にも同様に条件を設定することができ
る。また、以上の実施例では、所定の傾斜比率のプロフ
ァイルを与えるために、高周波パルスの振幅変調と位相
変調を組合わせて印加する場合について述べたが、所定
の励起プロファイルを与えるためには、複数のフリップ
角の異なる高周波パルスを組合せて連続印加する等の方
法があり、これらの方法を採用してもよい。In the above embodiment, the two-dimensional measurement is performed as the main measurement.
Although the pulse sequence of the Time-of-flight method has been described, the same condition can be set when a blood flow image is obtained by the three-dimensional Time-of-flight method as shown in FIG. Further, in the above embodiments, the case where the amplitude modulation and the phase modulation of the high-frequency pulse are applied in combination to give the profile of the predetermined inclination ratio has been described. There is a method in which high frequency pulses having different flip angles are combined and continuously applied, and these methods may be adopted.
【００２９】[0029]
【発明の効果】以上の説明からも明らかなように、本発
明の血流描出方法によれば、血流描出のためのパルスシ
ーケンスの先立って、血流速を求めるシーケンスを行っ
て血流速を求めると共にその値によって撮像シーケンス
における励起プロファイルの形状を自動設定するように
したので、被検体に依存されずに高い血流描出能を持つ
画像を効率よく得ることができる。As is apparent from the above description, according to the blood flow visualization method of the present invention, a blood flow velocity is obtained by performing a sequence for obtaining a blood flow velocity prior to the pulse sequence for blood flow visualization. Since the shape of the excitation profile in the imaging sequence is automatically set according to the obtained value, it is possible to efficiently obtain an image having a high blood flow rendering ability without depending on the subject.
【図１】本発明の血流描出方法のための血流計測パルス
シーケンスを模式的に表したタイミング線図FIG. 1 is a timing diagram schematically showing a blood flow measurement pulse sequence for a blood flow visualization method of the present invention.
【図２】本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示
すブロック図FIG. 2 is a block diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
【図３】（ａ）及び（ｂ）はそれぞれ磁気共鳴イメージ
ング装置におけるTime-of-flight法の２次元計測法及び
３次元計測法のパルスシーケンスを模式的に表したタイ
ミング線図3A and 3B are timing diagrams schematically showing a pulse sequence of a two-dimensional measurement method and a three-dimensional measurement method of a time-of-flight method in a magnetic resonance imaging apparatus, respectively.
【図４】磁気共鳴イメージング装置の撮像原理を説明す
るために原子核スピンの挙動を示す説明図FIG. 4 is an explanatory diagram showing the behavior of nuclear spins for explaining the imaging principle of a magnetic resonance imaging apparatus.
【図５】一般的なＭＲＩ装置における２次元計測法のう
ち代表的なスピンエコー法のパルスシーケンスを模式的
に表したタイミング線図FIG. 5 is a timing diagram schematically showing a pulse sequence of a typical spin echo method among two-dimensional measurement methods in a general MRI apparatus.
１ 被検体 ２ 磁場発生装置 ３ 磁場勾配発生系 ４ 送信系 ５ 受信系 ６ 信号処理系 ７ シーケンサ ８ ＣＰＵ 1 subject 2 magnetic field generator 3 magnetic field gradient generation system 4 transmission system 5 reception system 6 signal processing system 7 sequencer 8 CPU
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｐ 13/00 Ｄ ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 6 Identification code Internal reference number FI technical display location G01P 13/00 D
Claims (3)
ルスシーケンスで高周波パルスを印加するとともに傾斜
磁場を与え、前記被検体の生体組織を構成する原子の原
子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号を用いて
画像再構成演算を行い、血流像を描出する磁気共鳴イメ
ージング装置における血流描出方法において、 血流像描出のための前記撮像パルスシーケンスに先立っ
て血流速測定のための血流速測定パルスシーケンスを行
い、前記血流速測定パルスシーケンスは高周波パルスを
印加した後、位相エンコードパルスを正負反転して印加
するシーケンスを繰返すことによって複数のエコー信号
のデータを得、これらデータの位相方向のフーリエ変換
を行うことにより、血流速を測定する工程から成り、 この血流速に基づき、前記撮像パルスシーケンスにおい
て励起される領域の励起プロファイルが最適な形状とな
るように前記高周波パルスを設定することを特徴とする
磁気共鳴イメージング装置における血流描出方法。1. A high-frequency pulse is applied to a subject placed in a static magnetic field in a predetermined imaging pulse sequence and a gradient magnetic field is applied to the subject to emit the nuclear magnetic resonance of atomic nuclei of atoms constituting the biological tissue of the subject. In a blood flow visualization method in a magnetic resonance imaging apparatus for performing a blood flow image by performing image reconstruction calculation using the echo signal that is generated, a blood flow velocity measurement is performed prior to the imaging pulse sequence for the blood flow image visualization. Perform a blood flow rate measurement pulse sequence for, the blood flow rate measurement pulse sequence after applying a high frequency pulse, to obtain a plurality of echo signal data by repeating the sequence of positive and negative inversion of the phase encode pulse, The process consists of measuring the blood flow velocity by performing the Fourier transform in the phase direction of these data. Blood flow rendering method in a magnetic resonance imaging apparatus characterized by excitation profile of the area to be excited in the image pulse sequence to set the high frequency pulse for optimum shape.
傾斜形状であって、その傾斜比率が最適となるように設
定されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメ
ージング装置における血流描出方法。2. The method of drawing a blood flow in a magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the high-frequency pulse has an excitation profile having an inclined shape and the inclination ratio is set to be optimum. .
つ励起プロファイルとなるように振幅及び位相データが
定められていることを特徴とする請求項２記載の磁気共
鳴イメージング装置における血流描出方法。3. The method of drawing blood flow in a magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein the high frequency pulse has amplitude and phase data set so as to have an excitation profile having a predetermined inclination ratio. .
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6190151A JPH0833618A (en) | 1994-07-21 | 1994-07-21 | Blood flow plotting method for magnetic resonance imaging system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6190151A JPH0833618A (en) | 1994-07-21 | 1994-07-21 | Blood flow plotting method for magnetic resonance imaging system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0833618A true JPH0833618A (en) | 1996-02-06 |
Family
ID=16253271
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6190151A Pending JPH0833618A (en) | 1994-07-21 | 1994-07-21 | Blood flow plotting method for magnetic resonance imaging system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0833618A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012024604A (en) * | 2005-09-22 | 2012-02-09 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
-
1994
- 1994-07-21 JP JP6190151A patent/JPH0833618A/en active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012024604A (en) * | 2005-09-22 | 2012-02-09 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
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