JPH02255124A - Blood flow measuring instrument - Google Patents
Blood flow measuring instrumentInfo
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- JPH02255124A JPH02255124A JP1079902A JP7990289A JPH02255124A JP H02255124 A JPH02255124 A JP H02255124A JP 1079902 A JP1079902 A JP 1079902A JP 7990289 A JP7990289 A JP 7990289A JP H02255124 A JPH02255124 A JP H02255124A
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Landscapes
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
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。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION A. Industrial Application Field The present invention relates to a device for measuring blood flow velocity using nuclear magnetic resonance imaging (MRI), and particularly relates to a device for measuring blood flow velocity using nuclear magnetic resonance imaging (MRI). The present invention relates to a blood flow measurement device that simultaneously measures blood flow velocity in different temporal phases.
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倍
信号いう）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. Conventional technology It is known that the signal measured by a nuclear magnetic resonance apparatus (hereinafter referred to as MR multiplied signal) contains blood flow information of the subject. The following methods have been proposed and implemented as methods for measuring 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−ｆｌｉ
ｇｈｔ）を利用した測定法である。■ Blood flow measurement using changes in signal intensity This method uses time-'of-fli.
ght).
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。This effect causes regions of flow to be affected by a different excitation pulse than resting regions.
具体的には、ｆｌｏｗ ｒｅｌａｔｅｄ ｅｎｈａｎｃ
ｅｍｅｎｔといわれる現象を利用した測定法と、ｆｌｏ
ｗ ｖｏｉｄといわれる現象を利用した測定法とがある
。Specifically, flow related enhance
A measurement method that utilizes a phenomenon called
There is a measurement method that utilizes a phenomenon called w 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倍信号検
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倍信号
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 the slice plane to be imaged is repeatedly excited with an excitation pulse (90° pulse), unexcited blood flow is unbearably supplied to the slice plane where the flow velocity is relatively high. The blood flow is strongly excited with each excitation pulse, and an MR multiplied signal with high signal strength is detected. Conversely, on a slice surface where the flow velocity is relatively slow, the blood flow that was excited earlier is detected on that slice surface. The blood flow velocity is measured by utilizing the phenomenon that the MR multiplied signal with low signal strength is detected due to the saturation phenomenon of excitation due to some residual amount of MR.
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倍信号検出され、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倍信号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 with excitation pulses (90° pulse and 180° pulse), when the slice plane where the flow velocity is relatively fast is irradiated with the 180° pulse of the excitation pulse, In this case, since the fluid excited by the 90° pulse has flowed out, the 180°
° Since the spin echo effect of the pulse cannot be obtained, an MR multiplied signal with low signal strength is detected. Conversely, in the slice plane where the flow velocity is relatively slow, the blood flow previously excited by the 90" pulse is detected. Because some amount remains on the sliced surface,
Blood flow velocity is measured by utilizing the phenomenon that an MR multiplied signal with high signal strength is detected due to the spin echo effect caused by the next 180° pulse.
■ 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倍信号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。■ Blood flow measurement using signal phase changes This method uses excited fluid to move against a gradient magnetic field.
Blood flow velocity is measured using changes in the MR multiplied signal phase.
具体的には、撮影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倍信号位相は、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倍信号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しる。このよう
なＭＲ倍信号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。Specifically, if a gradient magnetic field varying from the positive direction to the negative direction is applied to the slice plane to be imaged by an equal integral amount, and if the measurement target is stationary on the slice plane, the detection will occur at that time. The phase of the MR multiplied signal changes as the gradient magnetic field changes, but eventually returns to the original phase. However, if there is blood flow on the slice surface, the MR multiplied signal phase does not return to its original state after the gradient magnetic field is applied, but a phase offset occurs depending on the blood flow velocity. By detecting such MR multiplied signal phase offset amount,
This method measures blood flow velocity.
■ 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掃案されているダ
イレクト・ポーラス・イメージング（ＤＢｌ）法といわ
れるもので、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。■ Blood flow measurement based on the distance traveled by blood flow This method is called the direct porous imaging (DBl) method, which has already been developed by the present inventors. This method calculates blood flow velocity from
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Ｇ２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Ｔ、：）後、Ｂの位置に移動する。Ｍ
Ｒ信号検出時に前記傾斜磁場Ｇ２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軸方向の周波数
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Ｔ、は既知であるから
、血流速■は、Ｖ ＝ ｄ ／ＴＥから容易に算出する
ことができる。Specifically, as shown in FIG. 5, a slice plane 2 perpendicular to the blood flow in the blood vessel 1 is selectively excited by an excitation pulse under a gradient magnetic field G2 in the Z direction. In the figure, blood excited at position A moves along with the blood flow, and moves to position B after a certain period of time (echo time T, :). M
By performing frequency coding using the gradient magnetic field G2 when detecting the R signal, frequency information in the Z-axis direction, which is the flow direction, that is, the moving distance d can be obtained. Once the moving distance d is determined, the imaging parameter T is already known, so the blood flow velocity can be easily calculated from V=d/TE.
上述したような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影する、
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。In each of the blood flow measurement methods described above, the blood flow velocity at each cardiac phase during one heartbeat is simultaneously photographed in synchronization with the electrocardiogram waveform.
There is an imaging method called so-called multi-core time-phase simultaneous imaging (cine imaging). This imaging method will be explained below with reference to FIG.
同図（ａ）は心電図波形であり、同１ｆｆｌ（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倍信号してエコー信
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く同図（Ｃ）参
照）、このトリガ信号を基準として、所定のタイミング
で描像スライス面を励起するだめの励起パルスを照射し
く同図（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Ｔ、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。11(a) is an electrocardiogram waveform, and FIG. 1ffl(b) shows a blood flow velocity pattern of a pulsatile artery such as an artery, which corresponds to the electrocardiogram waveform. For example, in conventional multi-core time-phase simultaneous imaging in which echo signals are detected using MR multiplied signals, a trigger signal synchronized with the R wave in the electrocardiogram is created (see figure (C)), and this trigger signal is used as the reference. Then, an excitation pulse is emitted to excite the imaging slice plane at a predetermined timing (see figure (d)), and an echo signal is emitted after a certain period of time (echo time TE) has elapsed since the excitation pulse was emitted. In other words, the echo time T, which is an imaging parameter, is set to a constant value so that an echo signal is obtained after a certain period of time has passed after the 90° pulse is irradiated (see (e) in the same figure). The blood flow velocity is measured by setting .
Ｃ１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。C1 Problems to be Solved by the Invention However, the above-mentioned 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Ｔ
１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ＴＥＯ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＃ｄ２しか移動しない。そのため、血流速
の遅い心時相で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Ｔ。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 above-mentioned DBI method as an example, after irradiating an excitation pulse in each cardiac phase, a certain echo time T
Since the echo signal is detected after 1, in the cardiac phase where the blood flow speed increases, as shown in Fig. 7(a),
While the excited blood flow moves a relatively long distance d1 during the echo time TEO, it moves only a short distance #d2 during the cardiac phase where the blood flow velocity is slow. Therefore, there is a problem in that the measurement accuracy decreases in the cardiac phase where the blood flow velocity is slow. In order to improve the measurement accuracy in the cardiac phase where the blood flow rate is slow, the echo time T. If set to a long value, the blood flow movement distance during the cardiac phase where the blood flow velocity is high becomes too long, leaving the measurable area and making it impossible to measure the blood flow velocity itself.
同種の問題は、ＭＲ倍信号強度変化から血流速を計測す
る装置や、ＭＲ倍信号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。Similar problems also exist with devices that measure blood flow velocity from changes in MR multiplied signal intensity and devices that measure blood flow velocity from changes in MR multiplied signal phase.
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 the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a blood flow measuring device that can accurately measure blood flow velocity in each cardiac phase.
９０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。90 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、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 provides a blood flow measurement device that measures blood flow velocity by performing nuclear magnetic resonance imaging of blood flow in each cardiac phase during a heartbeat in synchronization with an electrocardiogram waveform. It is equipped with a table storing imaging parameters corresponding to flow velocity patterns, reads out required imaging parameters from the table based on a trigger signal obtained from an electrocardiogram waveform, determines a pulse sequence according to the imaging parameters, and obtains blood flow information. It is something to collect.
８１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。81 Effects According to this invention, imaging parameters corresponding to blood flow velocity are read out from a table for each cardiac phase during one heartbeat, a pulse sequence is determined according to these imaging parameters, and blood flow information is collected. . As a result, for example, if the echo time as an imaging parameter is stored in a table according to the blood flow velocity pattern, the echo time will be relatively short in the cardiac phase where the blood flow velocity is fast, and the echo time will be relatively short in the cardiac phase where the blood flow velocity is slow. Since the echo time is relatively long in the time phase, the amount of change (dynamic range) in blood flow information that can be detected for each cardiac time phase becomes large, and measurement accuracy improves.
Ｆ、実施例 ＝７ 以下、この発明の実施例を図面に基づいて説明する。F. Example =7 Embodiments of the present invention will be described below based on 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詰装置ガントリ内に
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倍信号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。In the figure, M is a subject inserted into the gantry of the MR packing device (not shown).
An antenna coil 11 for receiving an MR multiplied signal from the antenna, and a gradient magnetic field coil 12 for generating a gradient magnetic field are provided.
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。The antenna coil 11 is connected to a radio frequency (RF) transmitter/receiver 15,
The gradient magnetic field coils 12 are each connected to a gradient magnetic field power source 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送送受郡部１５与えると
ともに、傾斜一
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 that monitors the electrocardiogram waveform of the subject M. This electrocardiogram monitor 13 creates a trigger signal from the electrocardiogram waveform, and this trigger signal is given to the sequence controller 14. The sequence controller 14 refers to the imaging parameters given from the data processing section 17 and gives the excitation pulse generation timing to the RF transmission/reception section 15 according to a predetermined sequence, and also transmits the gradient magnetic field Coltrol signal to the gradient magnetic field power supply. Give to 16.
データ処理部１７は、ＲＦ送送受郡部１５ら与えられた
ＭＲ倍信号演算処理して、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 multiplied signal given by the RF transmission/reception unit 15 to obtain a tomographic image along the flow direction of blood flow, and the imaging parameter storage table 18
Imaging parameters corresponding to the cardiac phase are read out from the image pickup section 12, and are provided 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↑最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 according to the standard blood flow velocity pattern of the measurement site, and in this embodiment, the echo time TE and excitation pulse time interval TR are stored as the most imaged parameters. Ru.
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。A console 19 includes a CRT for displaying tomographic images, 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。Next, the operation of this embodiment will be explained with reference to FIG.
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。The figure (a) is the electrocardiogram waveform, the figure (b) is the blood flow velocity pattern, the figure (C) is the trigger signal, the figure (d) is the excitation pulse irradiation timing, and the figure (e) is the echo signal detection timing. are shown respectively.
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−ターパルＴ＋＋＋、Ｔｕ□、
Ｔ、ｌｓと、エコータイムＴ Ｅ Ｉ Ｉ Ｔ Ｅ
！ ＋ Ｔ Ｅ ３とが格納されている。When the electrocardiogram monitor 13 detects an electrocardiogram waveform as shown in FIG. 2(a), the electrocardiogram monitor 13 sends a trigger signal synchronized with the R wave in the electrocardiogram waveform (see FIG. 2(C)).
is output to the sequence controller 14. The sequence controller 14, which has been given the trigger signal, requests the data processing unit 17 for imaging parameters for determining a pulse sequence. Based on this, the data processing unit 17 reads the imaging parameters from the imaging parameter storage table 18. In this example, the time intervals of excitation pulses T+++, Tu□,
T, ls, and echo time T E I I T E
! + T E 3 is stored.
撮像パラメータＴ ＲＩ 、 Ｔ Ｅ ＋は、血流速が
中程度の心時相のときに、撮像パラメータＴ、２．Ｔ、
、は血流速が高い心時相のときに、撮像パラメータＴ
１ｌＦｌ＋Ｔｔ３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＜ ＴＲＩ ＜ ＴＲ３
、Ｔ Ｅ ２ ＜ Ｔ Ｅ １くＴ。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−ターパルＴえおよびエコータイムＴ。を長
く設定している。The imaging parameters T RI , T E + are the imaging parameters T, 2 . T,
, is the imaging parameter T during the cardiac phase when the blood flow velocity is high.
1lFl+Tt3 is used during the cardiac phase when the blood flow rate is slow, and TR2 < TRI < TR3
, T E 2 < T E 1kuT. The relationship is That is, as the blood flow rate slows down, the time interval and echo time of the excitation pulse decrease. is set for a long time.
血流速が遅くなる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ｄ、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 the blood flow speed becomes slower, as shown in Figure 3, the travel distance d1 when the blood flow is fast and the travel distance d when the blood flow is slow can be made almost equal. Therefore, the measurement accuracy of the blood flow velocity in the cardiac phase where the blood flow velocity is slow can be improved compared to the conventional example shown in FIG. 7(b).
また、血流速が速くなるつれて、励起パルスのタイムイ
ンターバルＴ、ｌ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、血流速の速い告時相領域
は、流速変化の激しい告時相領域でもある。このような
流速変化の激しい告時相領域は、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 speed increases, the following effects can be obtained by shortening the time intervals T and l of the excitation pulse. That is, the detection phase region where the blood flow velocity is high is also the detection phase region where the flow velocity changes rapidly. In such a time phase region where the flow velocity changes rapidly, the precision in measuring the maximum blood flow velocity is improved by setting the excitation pulse time interval TR short and measuring the blood flow velocity in small increments.
シーケンスコントローラ１４は、上述のような↑最像パ
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
１２８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、−枚のＤＢＩ画像を得ている。The sequence controller 14 determines a pulse sequence based on the above-mentioned ↑most image parameter, acquires the first blood flow information (echo signal), and then acquires the same pulse sequence as the first time based on the next trigger signal. Data is acquired a second time using the imaging parameters, and thereafter data for, for example, 128 heartbeats or 256 heartbeats is acquired in the same manner, thereby obtaining -DBI images.
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Ｔｔ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植ＴゆＩ＋
ＴＥ２＋ ＴＩ、ｌに設定するようにしてもよい。In the above embodiment, the echo time TE and the time interval TR of the excitation pulse were set as the imaging parameters, but as shown in FIG. Similar to the example, different implants depending on the blood flow velocity pattern
It may be set to TE2+TI,l.
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。Further, in the embodiment, the imaging parameters are switched in three stages according to the blood flow velocity pattern, but the imaging parameters may be set in more detail.
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特撮像を採る
他の血流速計測手法、例えばＭＲ倍信号信号強度から血
流速を求める手法や、ＭＲ倍信号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, although the DBI method has been described as an example in the embodiments, this invention is also applicable to other blood flow velocity measurement methods that take multi-core time-phase special imaging using the electrocardiogram gated method, such as measuring blood flow velocity from MR multiplied signal intensity. It can also be applied to the method of determining the blood flow velocity from the phase change of the MR multiplied 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倍信号位相変化から血流速を
求める手法において、血流速の遅い告時相領域における
傾斜磁場の強度を血流速の速い告時相領域のそれよりも
大きく設定すると、血流速の遅い告時相領域でのＭＲ倍
信号位相変化が拡大されて現れるから、それだけ血流速
の遅い告時相領域で測定精度を向上させることができる
。Further, as an imaging parameter that can be employed in the present invention, in addition to the echo time and excitation pulse time interval described in the embodiments, the strength of a gradient magnetic field, etc. can be used. That is, in the method of determining blood flow velocity from MR multiplier signal phase changes, if the strength of the gradient magnetic field in the detection phase region where the blood flow velocity is slow is set larger than that in the detection phase region where the blood flow velocity is fast, the blood flow Since the MR multiplied signal phase change appears magnified in the detection phase region where the blood flow rate is slow, measurement accuracy can be improved accordingly in the detection phase region where the blood flow velocity is slow.
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、この発明は脳を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。Furthermore, although the embodiments have been described with reference to the case of measuring blood flow velocity, the present invention can also be applied to measuring the flow velocity of other bodily fluids such as cerebral spinal 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。Moreover, it goes without saying that the present invention can be applied not only to the measurement of blood flow velocity but also to the measurement of blood flow volume.
Ｇ１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、血流速の低い心待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。G1 Effects of the Invention As is clear from the above explanation, the blood flow measuring device according to the present invention is configured to set imaging parameters according to the blood flow velocity pattern during one heartbeat, so that constant imaging is possible. Compared to conventional devices that measure blood flow velocity using parameters, blood flow velocity can be measured with high accuracy even in the cardiac phase region where blood flow velocity is low.
第１図ないし第３図は、この発明の詳細な説明図であり
、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ＤＢｌ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 detailed explanatory diagrams of the present invention, FIG. 1 is a schematic block diagram thereof, FIG. 2 is a waveform diagram for explaining the operation, and (a) is an electrocardiogram waveform. , the same figure (
b) shows the blood flow velocity pattern, (C) shows the trigger signal, (d) shows the excitation pulse irradiation timing, (e) shows the echo signal detection timing, and Fig. 3 shows the excited blood flow. FIG. 2 is an explanatory diagram of moving distance. Further, FIG. 4 is a waveform diagram for explaining the operation of another embodiment of the present invention. 5 to 7 are explanatory diagrams of conventional examples, FIG. 5 is an explanatory diagram of the DBL method, which is an example of a conventional method for measuring blood flow velocity, and FIG. 6 is a waveform used to explain the operation of the conventional device. FIG. 7 is an explanatory diagram of the moving distance of excited blood flow. 11... Antenna coil 12... Gradient magnetic field coil 13... Electrocardiogram monitor 14... Sequence controller 15... RF transmitting/receiving section 16... Gradient magnetic field power supply 17... Data processing section 18... Imaging parameter storage table 19...console
Claims (1)
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) In a blood flow measurement device that measures blood flow velocity by performing nuclear magnetic resonance imaging of blood flow in each cardiac phase during one heartbeat in synchronization with an electrocardiogram waveform, the standard blood flow velocity at the measurement site is used. Equipped with a table that stores imaging parameters according to the pattern, based on the trigger signal obtained from the electrocardiogram waveform,
A blood flow measuring device characterized in that a required imaging parameter is read from the table, a pulse sequence is determined according to the imaging parameter, and blood flow information is collected.
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 true JPH02255124A (en) | 1990-10-15 |
| JP2697104B2 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) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| CN111714086A (en) * | 2020-04-30 | 2020-09-29 | 苏州无双医疗设备有限公司 | Implantable medical device for detecting T-wave over-sensing by using blood flow sensor |
-
1989
- 1989-03-29 JP JP1079902A patent/JP2697104B2/en not_active Expired - Lifetime
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2697104B2 (en) | 1998-01-14 |
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