JPH01126955A - Blood flow imaging system - Google Patents
Blood flow imaging systemInfo
- Publication number
- JPH01126955A JPH01126955A JP62283276A JP28327687A JPH01126955A JP H01126955 A JPH01126955 A JP H01126955A JP 62283276 A JP62283276 A JP 62283276A JP 28327687 A JP28327687 A JP 28327687A JP H01126955 A JPH01126955 A JP H01126955A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- blood flow
- item
- gradient magnetic
- signal
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 title claims abstract description 24
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 title claims abstract description 16
- 230000003068 static effect Effects 0.000 claims abstract description 5
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 8
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 claims description 5
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 claims 2
- 230000005415 magnetization Effects 0.000 abstract 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000002583 angiography Methods 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000000034 method Methods 0.000 description 1
- 230000000630 rising effect Effects 0.000 description 1
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 1
Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
- Indicating Or Recording The Presence, Absence, Or Direction Of Movement (AREA)
Abstract
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
に関するもので、医学診断に使用する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial Field of Application] The present invention relates to an in-body tomography apparatus that utilizes nuclear magnetic resonance phenomena, and is used for medical diagnosis.
特に、体内の血管走行をイメージングする技術に関する
。In particular, it relates to technology for imaging the course of blood vessels within the body.
従来の代表的な方式は、ラジオワグ4,5月号(198
6)第411頁から418頁(RadiologyMa
y(1986)pp、411−418)において論じら
れている。The typical conventional method is the April/May issue of Radiowag (198
6) Pages 411 to 418 (RadiologyMa
y (1986) pp. 411-418).
これは、静止部からの信号には影響を与えず、血流部分
からの信号には、流速に比例した位相変化を与えるシー
ケンスを用いて、血流部分からの信号のみが変化するよ
うに2回撮像を行い、各々を画像再構成して得た2枚の
画像の差分画像から血管部を抽出するものである。すな
わち、心臓の拡張期と収縮期で血流速度が異なるので心
電計を用いて同期をとって、先に述べたシーケンスで、
拡張期と収縮期に撮像を行い、各々画像再構成を行うと
、静止部は同一濃度で、血流部分は異な濃度の画像が得
られる。従ってこれらの画像間で差分をとれば、血流部
分だけが抽出できる。This does not affect the signal from the stationary part, but uses a sequence that gives a phase change proportional to the flow velocity to the signal from the blood flow part, so that only the signal from the blood flow part changes. In this method, a blood vessel is extracted from a difference image between two images obtained by performing image capturing twice and reconstructing each image. In other words, since the blood flow speed is different during the diastole and systole of the heart, synchronization is achieved using an electrocardiograph, and the sequence described above is
When imaging is performed during the diastole and systole and image reconstruction is performed for each, images with the same density in the stationary area and different densities in the blood flow area are obtained. Therefore, by taking the difference between these images, only the blood flow portion can be extracted.
上記従来技術では、再生画像において静止部分をなくし
、直流部分だけを抽出するのに、2回の撮像を必要とし
、多大の時間を要するという問題があった。The above-mentioned conventional technology has a problem in that it requires imaging twice and takes a lot of time to eliminate static parts and extract only the direct current parts in the reproduced image.
本発明の目的は、静止部分からの信号と血流部分からの
信号の分離を1回の撮像で行って、上記問題を解決する
イメージング方式を提供することにある。An object of the present invention is to provide an imaging method that solves the above problem by separating signals from a stationary portion and signals from a blood flow portion in one imaging session.
上記目的は、以下に示すようなイメージング方式を行う
ことにより達成される。The above object is achieved by performing an imaging method as shown below.
(1)第1図にあるシーケンスが示すように、(i)ス
ライス選択用RFパルスをかける。(1) As shown in the sequence shown in FIG. 1, (i) Apply an RF pulse for slice selection.
(以下、第3図に示すように被検体31のスライス面3
0上にx、y方向を定め、これに垂直な方向を2とする
。)同時に2方向傾斜磁場をかける。(Hereinafter, as shown in FIG. 3, the slice surface 3 of the subject 31
The x and y directions are defined on 0, and the direction perpendicular to these is defined as 2. ) Simultaneously apply gradient magnetic fields in two directions.
(it)次に、次式で表わされる非線形傾斜磁場Hを、
tz+n5ecの間かけておく。(it) Next, the nonlinear gradient magnetic field H expressed by the following equation is
Leave it on for tz+n5ec.
H=Dx”ez
ただしここで、Gは定数、ezは2方向単位ベクトルで
ある。H=Dx''ez where G is a constant and ez is a unit vector in two directions.
(iii )そのt zrasec後に、非線形傾斜磁
場−Hをtimsecの間かけておく。(iii) After t zrasec, a nonlinear gradient magnetic field -H is applied for timsec.
(tv)その後、通常のシーケンスと同様に、位相エン
コードとしてy方向線形傾斜磁場をかけてから、次式で
表される線形傾斜磁場H′をかけて、信号を計測する。(tv) Then, similarly to the normal sequence, a linear gradient magnetic field in the y direction is applied as a phase encode, and then a linear gradient magnetic field H' expressed by the following equation is applied to measure the signal.
(2)計測された信号のうち、最初のピークの近傍を除
いた所での信号を、画像再構成する。(2) Images are reconstructed from the measured signals excluding the vicinity of the first peak.
上記(1)(i )のスライス選択用RFパルスによっ
て励起したスピンは、上記(1)(jt)の非線形傾斜
磁場Hがtlmsecの間にかけられるために。The spins excited by the slice selection RF pulse in (1)(i) are applied because the nonlinear gradient magnetic field H in (1)(jt) is applied for tlmsec.
θ1=γGx”tx (yは定数) で決まるθlだけスピンの位相が、Hにより進む。θ1=γGx”tx (y is a constant) The phase of the spin advances by θl determined by H.
そのt4msec後までにスピンが動いてX座標の値が
XからX+ΔXに変ったとすると、上記(1)(■)の
非線形傾斜磁場−〇がtlmsecの間かけられるので
。If the spin moves and the value of the X coordinate changes from X to X+ΔX by t4msec after that, the nonlinear gradient magnetic field -0 in (1) (■) above is applied for tlmsec.
02=−yG(x+Δx)”t、1
で定まるO2だけスピンの位相が、(−H)により進む
。02=-yG(x+Δx)"t,1 The spin phase advances by O2 determined by (-H).
従って、以−ヒのHと−X(による位相の進みOは、θ
=(h+θx= 2yGtt (Δx) x−YG (
x) 2ttとなる。従って、上記(1)(iv)を行
って計測するエコー信号のタイミングのずれの時間では
、−2y G t 1(Δx)x=γG′ x【を満た
すことから、
G′
と求まり、(ΔX)に比例することになる。Therefore, the phase advance O due to H and -X() is θ
= (h+θx= 2yGtt (Δx) x-YG (
x) It becomes 2tt. Therefore, at the time of the timing shift of the echo signal measured by performing (1) (iv) above, since -2y G t 1 (Δx) x = γG' ) will be proportional to
従って第1図(f)が示すように静止部分からのエコー
信号のタイミングのずれ時間でSは。Therefore, as shown in FIG. 1(f), S is the timing deviation time of the echo signal from the stationary part.
τS=0
となり、静止部からのエコー信号が、計測信号の最初の
ピークとなって現われ、平均血流速Vの部分からのエコ
ー信号のタイミングのずれ時間τ。τS=0, the echo signal from the stationary part appears as the first peak of the measurement signal, and the timing deviation time τ of the echo signal from the part of the average blood flow velocity V.
は、
G′
となる、従って、計測信号の中で、最初のピークの近傍
を除けば、血流部分からのエコー信号。becomes G'.Therefore, in the measurement signal, except for the vicinity of the first peak, it is an echo signal from the blood flow part.
S(t、c)のみを得ることができる。ただし、Cは位
相エンコードの回数、このとき、流速がVl((k=1
.2.・・・、N)である血流の密度分布をρh(x、
y)とおき、この部分から生ずる信号を5k(t、c)
とおくと、
S (tt c) = Σ S k(t e a )
k=1
であり、前記位相θの項γG(Δx)”tlは、微小と
して無視すると
となる。ただし、Fは256X256サイズの2次元離
散フーリエ変換であり、aは定数である。Only S(t,c) can be obtained. However, C is the number of phase encodes, and at this time, the flow velocity is Vl ((k=1
.. 2. ..., N), the blood flow density distribution is expressed as ρh(x,
y), and the signal generated from this part is 5k(t, c)
Then, S (tt c) = Σ S k (t e a )
k=1, and the term γG(Δx)''tl of the phase θ is ignored as being extremely small. However, F is a two-dimensional discrete Fourier transform of 256×256 size, and a is a constant.
よって、
このとき、2方向に関して流速が一定と見なせる場合に
は、
となり、結局。Therefore, at this time, if the flow velocity can be considered constant in two directions, then the following results.
となり、従って、1FSlによって血管走行系画像が得
られる。Therefore, a blood vessel system image can be obtained by 1FSl.
以下、実施例に基づき本発明の詳細な説明する。 Hereinafter, the present invention will be described in detail based on Examples.
第2図は本発明の一実施例のブロック構成図である。高
周波パルスの送信機202は被検体の特定の核種を共鳴
させるための高周波パルスを発生させる。磁場制御部2
03は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。受信機205は被検体から発生するNMR信号を
検波後。FIG. 2 is a block diagram of an embodiment of the present invention. A high-frequency pulse transmitter 202 generates high-frequency pulses to resonate a specific nuclide in the subject. Magnetic field control section 2
03 generates a static magnetic field that determines the resonance frequency of the NMR signal and a gradient magnetic field whose strength and direction can be controlled arbitrarily. The receiver 205 detects the NMR signal generated from the subject.
計測を行う、シーケンス制御部201は被検体からNM
R信号を検出するために発生させる各種パルス及び磁場
ならびに受信機をコントロールする。The sequence control unit 201 that performs measurement
Controls the various pulses and magnetic fields generated to detect the R signal, as well as the receiver.
処理装置206は受信機205から取り込んだ計測信号
をもとに、画像再構成及び各種演算を行い、再構成され
た画像をCRTデイスプレィ207で表示する。The processing device 206 performs image reconstruction and various calculations based on the measurement signal taken in from the receiver 205, and displays the reconstructed image on the CRT display 207.
磁場駆動部304は、上記磁場制御部203から出力さ
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。The magnetic field drive unit 304 generates a magnetic field necessary for measurement based on the control signal output from the magnetic field control unit 203.
以上の構成における本発明の一実施例を、第1図を用い
て以下に説明する。An embodiment of the present invention having the above configuration will be described below with reference to FIG.
ステップ301 : 5000Gの静磁場のもとにおか
れた被検体に対して、第1図(a)〜(f)に示すシー
ケンスに従って磁場とRFパルスを以下の様に発生させ
、信号を計測する。すなわち。Step 301: Generate a magnetic field and RF pulse as follows for the subject placed under a static magnetic field of 5000G according to the sequence shown in Figure 1 (a) to (f), and measure the signal. . Namely.
(i)z方向傾斜磁場102 (0、30/m)の印加
のもとで磁化を90@倒すRFパルス101を印加(4
m5ec) シて、望むスライス内のスピンを励起する
。(i) RF pulse 101 is applied (4
m5ec) to excite spins within the desired slice.
(it )次式で表される非線形傾斜磁場103(H)
をtz+5secの間印加する。(it) Nonlinear gradient magnetic field 103 (H) expressed by the following formula
is applied for tz+5 seconds.
H=G* X ” e z
(ただし、GKは定数、θ2は2方向厚位ベクトル)
(jii )そのtzmsee後に、非線形傾斜磁場1
04(−H)をtl@8eeの間印加する。H=G*
04(-H) is applied for tl@8ee.
(tv) y方向位置エンコード磁場105(H’)を
印加(4m5ec)する。(tv) Apply a y-direction position encode magnetic field 105 (H') (4 m5ec).
1(v)次に、X方向線形傾斜磁場106(H’)を印
加(50園sec )する。1(v) Next, an X-direction linear gradient magnetic field 106 (H') is applied (50 seconds).
H’ =G’ xXaz (G’ X:!0.3G/
FIL)(vi)同時に、NMR信号S (t + c
)を受信する。H' = G' xXaz (G' X:!0.3G/
FIL) (vi) At the same time, NMR signal S (t + c
).
以上(i) 〜(iv) 〜を、Cを127〜128に
変化させつつ256回くり返す。The above steps (i) to (iv) are repeated 256 times while changing C from 127 to 128.
ステップ302:t=o〜4 m5ecにおける信号を
除いた計測信号S (tt c)を処理装置206でフ
ーリエ変換し、絶対値をとって、血管造影画像を得ると
共に1次式によって流速v (x+ y)を得る。Step 302: The measurement signal S (tt c) excluding the signal at t=o~4 m5ec is Fourier-transformed by the processing device 206, the absolute value is taken, an angiography image is obtained, and the flow velocity v (x+ y) is obtained.
v(Xpy)=λ(Art (F 5)(X−y))/
x(ただし、Art(FS)は、FSの位相、λは定
数)〔発明の効果〕
本発明によれば、静止部分からのエコー信号と血流部分
からのエコー信号のタイミングを異ならせることができ
るので、−回の撮像のみにて、血流部分だけの画像を得
られる効果がある。v(Xpy)=λ(Art(F5)(X-y))/
x (where, Art(FS) is the phase of FS, and λ is a constant) [Effects of the Invention] According to the present invention, the timing of the echo signal from the stationary part and the echo signal from the blood flow part can be made different. Therefore, it is possible to obtain an image of only the blood flow part with only - times of imaging.
第1図は、本発明を利用したシーケンスの一実施例を示
すタイミングチャート、第2図は、本発明の一実施例の
装置構成を示すブロック構成図、第3図は被検体上の方
位の説明図である。
第1図中のtは、第1図(d)の105の立ち上がり時
刻を原点とした経過時刻であり、τVは、血流部分から
のエコー信号のでる時刻である。
τSは、静止部分からのエコー信号のでる時刻で斧 1
図
も−ts−〇 かtいFIG. 1 is a timing chart showing an example of a sequence using the present invention, FIG. 2 is a block diagram showing an apparatus configuration of an example of the present invention, and FIG. 3 is a timing chart showing an example of a sequence on a subject. It is an explanatory diagram. t in FIG. 1 is the elapsed time with the origin at the rising time 105 in FIG. 1(d), and τV is the time at which the echo signal from the blood flow portion appears. τS is the time when the echo signal from the stationary part appears.
The figure is also -ts-〇
Claims (1)
からの核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を含む各種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、位置に関して非
線形な傾斜磁場を用いることにより、被検体の静止部分
からのエコー信号と動きのある部分からのエコー信号の
出るタイミングと異らせて、被検体の静止部分からの信
号と動きのある部分からの信号を分離することを特徴と
する血流イメージング方式。 2、共鳴用RFパルス後に、位置に関して非線形な傾斜
磁場をかけ、その後に、この傾斜磁場の正負を反転した
傾斜磁場をかけることを特徴とする第1項記載の血流イ
メージング方式。 3、共鳴用RFパルス後に、位置に関して非線形な傾斜
磁場をかけ、次に180゜パルスをかけ、その後に、も
う1度同じ傾斜磁場をかけることを特徴とする第1項記
載の血流イメージング方式。 4、上記第2項の非線形な傾斜磁場が、ある一方向に座
標軸に関する座標の2乗に比例する大きさをもつことを
特徴とする第2項記載の血流イメージング方式。 5、上記第3項の非線形な傾斜磁場が、ある一方向の座
標軸に関する座標の2乗に比例する大きさをもつことを
特徴とする第2項記載の血流イメージング方式。 6、上記第4項において、計測信号から血管造影画像の
再構成及び、その画像の各点の血流速を求めることを特
徴とする第4項記載の血流イメージング方式。 7、上記第5項において、計測信号から血管造影画像の
再構成及び、その画像の各点の血流速を求めることを特
徴とする第5項記載の血流イメージング方式。[Claims] 1. A means for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field, a detecting means for extracting a nuclear magnetic resonance signal from a subject, and a means for performing various calculations including image reproduction on the detected signal. In a magnetic resonance imaging system that has a magnetic resonance imaging system, by using a gradient magnetic field that is nonlinear with respect to position, the echo signals from the stationary part of the subject and the echo signals from the moving part are output at different times. A blood flow imaging method that separates signals from moving parts and moving parts. 2. The blood flow imaging method according to item 1, characterized in that after the resonance RF pulse, a gradient magnetic field that is nonlinear with respect to position is applied, and then a gradient magnetic field with the polarity of this gradient magnetic field reversed is applied. 3. The blood flow imaging method according to item 1, characterized in that after the resonance RF pulse, a gradient magnetic field that is nonlinear with respect to position is applied, then a 180° pulse is applied, and then the same gradient magnetic field is applied once again. . 4. The blood flow imaging system according to item 2, wherein the nonlinear gradient magnetic field in item 2 has a magnitude in one direction that is proportional to the square of the coordinates with respect to the coordinate axis. 5. The blood flow imaging method according to item 2, wherein the nonlinear gradient magnetic field in item 3 has a magnitude proportional to the square of coordinates with respect to a coordinate axis in one direction. 6. The blood flow imaging method according to item 4, characterized in that, in item 4 above, an angiographic image is reconstructed from the measurement signal and a blood flow velocity at each point in the image is determined. 7. The blood flow imaging method according to item 5, characterized in that, in item 5 above, an angiographic image is reconstructed from the measurement signal and the blood flow velocity at each point in the image is determined.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62283276A JPH01126955A (en) | 1987-11-11 | 1987-11-11 | Blood flow imaging system |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62283276A JPH01126955A (en) | 1987-11-11 | 1987-11-11 | Blood flow imaging system |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH01126955A true JPH01126955A (en) | 1989-05-19 |
Family
ID=17663359
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62283276A Pending JPH01126955A (en) | 1987-11-11 | 1987-11-11 | Blood flow imaging system |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH01126955A (en) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH03237968A (en) * | 1990-02-16 | 1991-10-23 | Agency Of Ind Science & Technol | Imaging method of diffusion coefficient |
JP2006512992A (en) * | 2003-01-21 | 2006-04-20 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Magnetic resonance method using nonlinear magnetic field gradient |
-
1987
- 1987-11-11 JP JP62283276A patent/JPH01126955A/en active Pending
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH03237968A (en) * | 1990-02-16 | 1991-10-23 | Agency Of Ind Science & Technol | Imaging method of diffusion coefficient |
JPH0659276B2 (en) * | 1990-02-16 | 1994-08-10 | 工業技術院長 | Diffusion coefficient imaging method |
JP2006512992A (en) * | 2003-01-21 | 2006-04-20 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Magnetic resonance method using nonlinear magnetic field gradient |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US7965079B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
US7541809B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
WO2012098955A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and fluid-enhanced image acquisition method | |
JP2646663B2 (en) | Moving body imaging method and apparatus | |
JP2001204712A (en) | Method for measuring breathing displacement and velocity using navigator magnetic resonance imaging echo signal | |
KR20040005682A (en) | Nuclear spin tomographic apparatus with a device for graphic planning of contrast agent-supported angiographic measuring | |
JP2008508070A (en) | MRI temperature measurement involving phase mapping and reference medium used as phase reference | |
JPS6330978A (en) | Three-dimensional mobile body imaging system | |
US4962763A (en) | Magnetic resonance image synthesizing system | |
JPS63164943A (en) | Nmr imaging system | |
US6201986B1 (en) | Synchronized K-space sampling in magnetic resonance angiography | |
JPS63186639A (en) | Blood flow imaging system | |
JPS63230157A (en) | Blood flow imaging method | |
JP2003144416A (en) | Magnetic resonance imaging device | |
JPH10201737A (en) | Mr method for monitoring physical displacement with image assistance and mr system for executing this method | |
JP2641486B2 (en) | NMR imaging equipment | |
JP4230875B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
JP2595006B2 (en) | MR imaging method | |
US4837512A (en) | Method and system for acquiring motional information of object in magnetic resonance | |
JPH01126955A (en) | Blood flow imaging system | |
JP2004305454A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
JP2624728B2 (en) | Nuclear magnetic resonance equipment for diagnosis | |
JPH09103420A (en) | Phase difference -mr- blood vessel photographing method, anddevice to perform said method | |
JPH07108288B2 (en) | NMR imaging method | |
JPH09187436A (en) | Three-dimensional blood flow velocity image projection method in magnetic resonance diagnosing apparatus |