JPS63186639A - 血流イメ−ジング方式 - Google Patents
血流イメ−ジング方式Info
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- JPS63186639A JPS63186639A JP62018385A JP1838587A JPS63186639A JP S63186639 A JPS63186639 A JP S63186639A JP 62018385 A JP62018385 A JP 62018385A JP 1838587 A JP1838587 A JP 1838587A JP S63186639 A JPS63186639 A JP S63186639A
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- 238000003384 imaging method Methods 0.000 title claims description 20
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 claims description 14
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 11
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 8
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 4
- 230000003068 static effect Effects 0.000 claims description 2
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 claims 1
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 4
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- 238000002592 echocardiography Methods 0.000 description 2
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0263—Measuring blood flow using NMR
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、核磁気共鳴現象を利用した体内断層撮影装置
に関し、特に、体内の血管走行をイメージングする技術
に関する。
に関し、特に、体内の血管走行をイメージングする技術
に関する。
従来の代表的な方法は、ラジオロジイ、5月号(198
6)第411頁力)ら418頁(Radiology。
6)第411頁力)ら418頁(Radiology。
May(1986)pp411−418)tこおイテ論
じられている。
じられている。
これは、静止部には影響を与えず血流部分のみ濃度変化
を与えるシーケンスを用いて、血管部のみの濃度が変化
するように2枚の画像を撮影し、その差分画像から血管
部を抽出するものである。
を与えるシーケンスを用いて、血管部のみの濃度が変化
するように2枚の画像を撮影し、その差分画像から血管
部を抽出するものである。
原理は、動きによって血管内のスピンの位相が、漣度に
比例して変化し、その結果、濃度が変化することを利用
している。
比例して変化し、その結果、濃度が変化することを利用
している。
上記従来技術は、基本的にサブトラクションを行なわな
ければならず、少なくとも2枚の画像を撮影する必要が
あった。
ければならず、少なくとも2枚の画像を撮影する必要が
あった。
そのため、撮影時間がかかるば力)ってなく、2枚の画
像間の位置ずれで、細めSい血管が見えないとめう問題
点があった。
像間の位置ずれで、細めSい血管が見えないとめう問題
点があった。
本発明の目的は、1回の撮影で血管部のみを、抽出する
方法を提供することにある。
方法を提供することにある。
上記目的は、画像の視野内、視野外を問わず、その画像
面の一部のみを選択的に励起し、その領域に含まれるス
ピンが、動きによって、その領域から流出するところを
つかまえることで達成される。その様子を第1図に示す
。これを実現するパルスシーケンスの1例を第3図に示
す。
面の一部のみを選択的に励起し、その領域に含まれるス
ピンが、動きによって、その領域から流出するところを
つかまえることで達成される。その様子を第1図に示す
。これを実現するパルスシーケンスの1例を第3図に示
す。
第3図のパルスシーケンスを例1こして説明する。
RFは高周波パルスで、体内のスピンを励起するために
用いる。Gzは、2方向に磁場強度が異なる傾斜磁場、
Gy 、Gxは、同様にX方向、X方向の傾斜磁場であ
る。第3図の例では、Gzを使用していないが、画像撮
影部位をかえた場合には使用する。Gyは、選択するス
ピンの領域を限定するためと、X方向のスピンの位置を
分離するために用いる。Gxは、X方向のスピンの位置
を分離するために用いる。
用いる。Gzは、2方向に磁場強度が異なる傾斜磁場、
Gy 、Gxは、同様にX方向、X方向の傾斜磁場であ
る。第3図の例では、Gzを使用していないが、画像撮
影部位をかえた場合には使用する。Gyは、選択するス
ピンの領域を限定するためと、X方向のスピンの位置を
分離するために用いる。Gxは、X方向のスピンの位置
を分離するために用いる。
以下、具体的に本発明の原理を述べる。
第3図の90°パルス301を用いて、第1図の領域1
01を選択的に励起する。この時、X方向の特定領域の
スピンだけを選択することになるので、磁場303を同
時に印加する。これにより、X方向に磁場の大きさが異
なり、特定の大きさの磁場の領域10またけが励起され
る。この時、同時に、磁場305を印刀口する。これは
、信号計測中ζこ動くスピンの位相が変化するが、これ
をキャンセルするために印加するものである。
01を選択的に励起する。この時、X方向の特定領域の
スピンだけを選択することになるので、磁場303を同
時に印加する。これにより、X方向に磁場の大きさが異
なり、特定の大きさの磁場の領域10またけが励起され
る。この時、同時に、磁場305を印刀口する。これは
、信号計測中ζこ動くスピンの位相が変化するが、これ
をキャンセルするために印加するものである。
次に、選択的に励起したスピンから信号を計測するため
に、180 ハルヌ302を印り口する。
に、180 ハルヌ302を印り口する。
この時パルス301で印加した領域たけではなく動いて
いる領域から流出したスピンからも信号を計測するため
、非選択性パルスとし、映像化領域である視野102を
含む画像全体を励起する。
いる領域から流出したスピンからも信号を計測するため
、非選択性パルスとし、映像化領域である視野102を
含む画像全体を励起する。
第1図のX方向を分離するため、位相エンコード磁場3
04を次に印加する。
04を次に印加する。
最後に、信号を読み出し用の傾斜磁場306を印加して
信号を読み出す。
信号を読み出す。
このようなシーケンスを用いるさ、第1図の斜線で示し
た部分103のみが映像化され、血管部が抽出される。
た部分103のみが映像化され、血管部が抽出される。
すなわち、映像化される領域は、90°パルスと180
0パルスを共に感じタスピンたけなので、画像上端部と
、血管部だけが映像化される。
0パルスを共に感じタスピンたけなので、画像上端部と
、血管部だけが映像化される。
ここでの説明では、画像選択方向と、位相エンコード方
向を一致させているが、もちろんこれを逆転させ、画像
選択方向と読み出し方向を一致させて映像化することも
できる。
向を一致させているが、もちろんこれを逆転させ、画像
選択方向と読み出し方向を一致させて映像化することも
できる。
以下、実施例に基づき本発明の詳細な説明する。
第2図は1本発明の一実施例のブロック構成図である。
禎検体乃1らNMR信号を検出するために発生させる各
種パルス及び磁場をコントロールするシーケンス制御部
201より、被検体の特定の核種を共鳴させるために発
生する高周波パルスの送信器202と、NMR信号の共
鳴周波数を決定する静磁場と強さ及び方向を任意にコン
トロールできる傾斜磁場を発生させるための磁場制御部
2o3L、+li検体から発生するN M R信号を検
波後、計測を行う受信器205とを制御し、受信器20
5力)ら取り込んだ計測信号をもとに処理装置206で
画像再構成及び各種演算を行い、再構成された画像を(
、RTディスプレイ207を表示スる。磁場駆動部20
4は、上記磁場制御部203乃1ら出力されたコントロ
ール信号に基づいて計測に必要な磁場を発生させる。
種パルス及び磁場をコントロールするシーケンス制御部
201より、被検体の特定の核種を共鳴させるために発
生する高周波パルスの送信器202と、NMR信号の共
鳴周波数を決定する静磁場と強さ及び方向を任意にコン
トロールできる傾斜磁場を発生させるための磁場制御部
2o3L、+li検体から発生するN M R信号を検
波後、計測を行う受信器205とを制御し、受信器20
5力)ら取り込んだ計測信号をもとに処理装置206で
画像再構成及び各種演算を行い、再構成された画像を(
、RTディスプレイ207を表示スる。磁場駆動部20
4は、上記磁場制御部203乃1ら出力されたコントロ
ール信号に基づいて計測に必要な磁場を発生させる。
以上の溝底における本発明の実施手順を、第1図〜第3
図、第5図を用い′C以下に説明する。第2図のシーケ
ンス制御部201における制御手順を、第5図のフロー
チャートを用いて説明する。
図、第5図を用い′C以下に説明する。第2図のシーケ
ンス制御部201における制御手順を、第5図のフロー
チャートを用いて説明する。
ステップ501:領域101を、90°パルス301(
:、傾斜磁場303で選択的に励起する。
:、傾斜磁場303で選択的に励起する。
ステップ502:i7み出し方向の位相のみだれをキャ
ンセルするため、磁場305を印加する。
ンセルするため、磁場305を印加する。
ステップ503.90 ハルス301で励起したスピ
ンの向きを1800パルス302で、反転させる。この
とき、画像全体に対して行う。
ンの向きを1800パルス302で、反転させる。この
とき、画像全体に対して行う。
ステップ504:X方向の位置を分離するため位相エン
コード磁場304を印加する。
コード磁場304を印加する。
ステップ505:90°パルス301と180゜パルス
302をともに感じたスピンからの信号を磁場Gxを印
加しながら計測する。
302をともに感じたスピンからの信号を磁場Gxを印
加しながら計測する。
ステップ506二以上のステップ501〜505までを
、位相エンコード量を変化させながら、画像化lこ必要
なだけ繰り返し信号を観測する。
、位相エンコード量を変化させながら、画像化lこ必要
なだけ繰り返し信号を観測する。
ステップ507:計測信号を2次元フーリエ変換し、画
像化する。
像化する。
ステップ508:必要に応じて、視野内から、領域10
1を除外して表示する。
1を除外して表示する。
以上の方法による計測を心臓の心拍に同期をとって行う
と、スピンがどの位置で映像化されているかによって流
速を知ることができる。
と、スピンがどの位置で映像化されているかによって流
速を知ることができる。
また、第3図の磁場305を印加しないと、スピンの動
きでX方向の流速に応じて位相が変化するので、位相力
Sら流速を知ることもできる。
きでX方向の流速に応じて位相が変化するので、位相力
Sら流速を知ることもできる。
以上、基本的なシーケンスを例に説明したが、これを拡
張した他の例を第4図に示す。主な変更はつきの■〜■
である。
張した他の例を第4図に示す。主な変更はつきの■〜■
である。
(1)第3図の90°パルス301を、第4図の連続パ
ルス401にする。
ルス401にする。
■ 読み出し方向を、第3図の磁場306から第4図磁
場404と、Xからyに変更する。
場404と、Xからyに変更する。
■ 第3図では、磁場306で、信号を1回だけ計測し
ていたのを複数回に拡張し、磁場404とする。
ていたのを複数回に拡張し、磁場404とする。
■によれば、励起パルスをバースト的に印加するかわり
に連続的(こ細かく励起パルスを印加するこ♂で血管内
を励起したスピンで満たすようlこすることができ、よ
り血管系を抽出できるようになるO ■の理由は、第1図(blで上端の静止領域がでないよ
うに、第1図(C1の選択的励起1囲を視野102外に
限定するためには、X方向の視野外のおり返しノイズを
削除する必要があるが、この処理がX方向を読み出し方
向にした方が簡単なためである。すなわち、第5図のシ
ーケンスを用いると、簡単に、第1図(blの上端の斜
線部が現われないようにできる。
に連続的(こ細かく励起パルスを印加するこ♂で血管内
を励起したスピンで満たすようlこすることができ、よ
り血管系を抽出できるようになるO ■の理由は、第1図(blで上端の静止領域がでないよ
うに、第1図(C1の選択的励起1囲を視野102外に
限定するためには、X方向の視野外のおり返しノイズを
削除する必要があるが、この処理がX方向を読み出し方
向にした方が簡単なためである。すなわち、第5図のシ
ーケンスを用いると、簡単に、第1図(blの上端の斜
線部が現われないようにできる。
■によれば、信号の計測を、シングルエコーではなくマ
ルチエコーにすることにより、血管内を血液が流れる様
子を連続的に映像化することができるためで、それぞれ
エコーで再生した画像を連続的に出すと、スピンが流れ
ていく様子が見られる。
ルチエコーにすることにより、血管内を血液が流れる様
子を連続的に映像化することができるためで、それぞれ
エコーで再生した画像を連続的に出すと、スピンが流れ
ていく様子が見られる。
また、第4図で心拍と同期をとるには、RF401を印
加する前のタイξング406と、位相エンコード403
を印加する前のタイξング407の2種類が考えられ、
それぞれ撮影したい画像の部位や目的によって使いわけ
ることかできる。
加する前のタイξング406と、位相エンコード403
を印加する前のタイξング407の2種類が考えられ、
それぞれ撮影したい画像の部位や目的によって使いわけ
ることかできる。
本発明(こよれば、1回の撮影で血管部のみを映像化す
ることができるので、 (1)撮影時間の短縮 (2)画像間位置ずれの問題を生じることなく、細かい
血管まで見える。
ることができるので、 (1)撮影時間の短縮 (2)画像間位置ずれの問題を生じることなく、細かい
血管まで見える。
といった特徴がある。
また、マルチエコーで連続的にとれば、血流の動きを、
リアルタイムに近い形で視覚化できる。
リアルタイムに近い形で視覚化できる。
さらに、スピンの映像化されている位置より速度を検出
することも可能である。
することも可能である。
第1図は、血管部のみが映像化される本発明の原理説明
図、第2図は、本発明の一実施例を示すブロック構成図
、第3図は本発明を実現するためのパルスシーケンスの
一実施例を示す図、第4図は他のパルスシーケンスの一
実施例を示す図、第5図は本発明の一実施例の処理手順
を示す70チヤートである。 0′″′A*″″−f 7Js Jll 、m ’A□
、パで)狛 10 毛 31望 垢4 回
図、第2図は、本発明の一実施例を示すブロック構成図
、第3図は本発明を実現するためのパルスシーケンスの
一実施例を示す図、第4図は他のパルスシーケンスの一
実施例を示す図、第5図は本発明の一実施例の処理手順
を示す70チヤートである。 0′″′A*″″−f 7Js Jll 、m ’A□
、パで)狛 10 毛 31望 垢4 回
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場の発生手段と、被検
体からの磁気共鳴信号を取り出す検出手段と、検出され
た信号に対し画像再生演算を行う手段を有する磁気共鳴
イメージング装置において、血管部を含む被検体の画像
面の一部を選択的に励起し、該励起した画像面から流出
するスピンを利用して共鳴信号を計測し、該計測した共
鳴信号に含まれる血流情報を映像化することを特徴とす
る血流イメージング方式。 2、上記画像面を視野外領域または視野外を含む領域に
することを特徴とする第1項の血流イメージング方式。 3、上記共鳴信号の計測を、マルチエコーで行うことを
特徴とする第1項または第2項の血流イメージング方式
。 4、上記スピンの主たる流出方向を、位相エンコード方
向にすることを特徴とする第1項から第3項いづれか1
項の血流イメージング方式。 5、上記スピンの主たる流出方向を、読み出し方向にす
ることを特徴とする第1項から第3項いづれか1項の血
流イメージング方式。 6、上記選択的に励起する処理はRFパルスを連続して
印加する処理を含むことを特徴とする第1項から第5項
いづれか1項の血流イメージング方式。 7、上記RFパルスの印加数と印加角度を可変にするこ
とを特徴とする第6項の血流イメージング方式。 8、上記印加数と印加角度を、被検体の撮影部位に応じ
て変えることを特徴とする第7項の血流イメージング方
式。 9、上記血流情報を映像化するまでの処理を、1回の計
測ごとに行うことを特徴とする第1項の血流イメージン
グ方式。 10、上記マルチエコーで計測した信号から再生した血
流情報を加算して映像化することを特徴とする第3項の
血流イメージング方式。 11、上記選択的に励起する部分は、心臓を含むことを
特徴とする第1項の血流メメージング方式。 12、上記計測する処理は心拍と同期させることを特徴
とする第1項の血流イメージング方式。 13、上記血流情報から流速を測定することを特徴とす
る第1項の血流イメージング方式。
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62018385A JPS63186639A (ja) | 1987-01-30 | 1987-01-30 | 血流イメ−ジング方式 |
US07/379,674 US4947837A (en) | 1987-01-30 | 1989-07-13 | Method of blood flow imaging |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62018385A JPS63186639A (ja) | 1987-01-30 | 1987-01-30 | 血流イメ−ジング方式 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS63186639A true JPS63186639A (ja) | 1988-08-02 |
Family
ID=11970249
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62018385A Pending JPS63186639A (ja) | 1987-01-30 | 1987-01-30 | 血流イメ−ジング方式 |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4947837A (ja) |
JP (1) | JPS63186639A (ja) |
Cited By (3)
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US5190744A (en) * | 1990-03-09 | 1993-03-02 | Salutar | Methods for detecting blood perfusion variations by magnetic resonance imaging |
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US5222500A (en) * | 1990-06-22 | 1993-06-29 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging method and apparatus for the same |
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-
1987
- 1987-01-30 JP JP62018385A patent/JPS63186639A/ja active Pending
-
1989
- 1989-07-13 US US07/379,674 patent/US4947837A/en not_active Expired - Lifetime
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