CN111265206B - 一种磁共振血管成像方法、装置及设备 - Google Patents

一种磁共振血管成像方法、装置及设备 Download PDF

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Abstract

本发明实施例公开了一种磁共振血管成像方法、装置及设备。该方法包括：向被测部位施加第一成像序列以获取第一组磁共振信号，其中，所述被测部位包括血流，所述第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，所述第一梯度脉冲用于抑制所述血流的相位信息；向被测部位施加第二成像序列以获取第二组磁共振信号，其中，所述第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，所述第二梯度脉冲用于获取所述血流的相位信息；根据所述第一组磁共振信号和所述第二组磁共振信号，确定所述被测部位的血液流速。本发明实施例通过对成像序列进行改进，解决了需要进行多次重复磁共振扫描的问题，提高了磁共振血管成像的效率。

Description

一种磁共振血管成像方法、装置及设备
技术领域
本发明实施例涉及磁共振成像技术领域，尤其涉及一种磁共振血管成像方法、装置及设备。
背景技术
磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging)是一种利用人体内氢原子核在强磁场内共振产生影像的医学检查和诊断的方法。而磁共振血管成像(MR Angiography，以下简称MRA成像)是一种无创伤性，无需用插管及对比造影剂的血管成像方法，可以非侵入性地量化血管内血液流速、流量以及方向等血流速力学信息。
为了得到更加精确的血液流速信息，通常需要基于一种采集方法，对被测部位进行多次重复的磁共振扫描，但这样的技术方法由于增加了扫描的次数，从而降低了MRA成像的效率。
发明内容
本发明实施例提供了一种磁共振血管成像方法、装置及设备，在降低磁共振扫描次数的基础上，得到更加准确的血液流速信息。
第一方面，本发明实施例提供了一种磁共振血管成像方法，该方法包括：
向被测部位施加第一成像序列以获取第一组磁共振信号，其中，所述被测部位包括血流，所述第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，所述第一梯度脉冲用于抑制所述血流的相位信息；
向被测部位施加第二成像序列以获取第二组磁共振信号，其中，所述第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，所述第二梯度脉冲用于获取所述血流的相位信息；
根据所述第一组磁共振信号和所述第二组磁共振信号，确定所述被测部位的血液流速。
第二方面，本发明实施例还提供了一种磁共振血管成像装置，该装置包括：
第一组磁共振信号获取模块，用于向被测部位施加第一成像序列以获取第一组磁共振信号，其中，所述被测部位包括血流，所述第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，所述第一梯度脉冲用于抑制所述血流的相位信息；
第二组磁共振信号获取模块，用于向被测部位施加第二成像序列以获取第二组磁共振信号，其中，所述第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，所述第二梯度脉冲用于获取所述血流的相位信息；
血液流速确定模块，用于根据所述第一组磁共振信号和所述第二组磁共振信号，确定所述被测部位的血液流速。
第三方面，本发明实施例还提供了一种设备，该设备包括：
磁共振扫描仪；
一个或多个处理器；
存储器，用于存储一个或多个程序；
当所述一个或多个程序被所述一个或多个处理器执行时，控制所述磁共振扫描仪执行：
获取第一组磁共振信号，所述第一组磁共振信号为向被测部位施加第一成像序列获得，所述被测部位包括血流，所述第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，所述第一梯度脉冲用于抑制所述血流的相位信息；
获取第二组磁共振信号，所述第二组磁共振信号为向被测部位施加第二成像序列获得，所述第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，所述第二梯度脉冲用于获取所述血流的相位信息；
根据所述第一组磁共振信号和所述第二组磁共振信号，确定所述被测部位的血液流速。
第四方面，本发明实施例还提供了一种包含计算机可执行指令的存储介质，所述计算机可执行指令在由计算机处理器执行时用于执行上述所涉及的任一所述的磁共振血管成像方法。
本发明实施例通过采用同步非对比血管造影与斑块内出血成像序列采集被测部位的血液流速，解决了需要进行多次重复的磁共振扫描的问题，使得一次扫描就可以得到准确的血液流速信息，提高了磁共振血管成像的效率。
附图说明
图1是本发明实施例一提供的一种磁共振血管成像方法的流程图。
图2是本发明实施例一提供的一种SNAP序列的示意图。
图3是本发明实施例一提供的一种血管成像序列的示意图。
图4是本发明实施例一提供的一种补偿梯度和编码梯度的原理示意图。
图5是本发明实施例一提供的一种补偿梯度和编码梯度的序列示意图。
图6是本发明实施例二提供的一种磁共振血管成像方法的流程图。
图7a是本发明实施例二提供的一种磁共振血管成像方法的具体实例流程图。
图7b是本发明实施例二提供的一种基于T1采集脉冲的磁共振信号重建的示意图。
图7c是本发明实施例二提供的一种基于refer采集脉冲的磁共振信号重建的示意图。
图7d是本发明实施例二提供的一种基于实部重建的实部图的示意图。
图7e是本发明实施例二提供的一种实部图对应的正值图像的示意图。
图7f是本发明实施例二提供的一种实部图对应的负值图像的示意图。
图8是本发明实施例三提供的一种磁共振血管成像装置的示意图。
图9是本发明实施例四提供的一种设备的结构示意图。
具体实施方式
下面结合附图和实施例对本发明作进一步的详细说明。可以理解的是，此处所描述的具体实施例仅仅用于解释本发明，而非对本发明的限定。另外还需要说明的是，为了便于描述，附图中仅示出了与本发明相关的部分而非全部结构。
实施例一
图1是本发明实施例一提供的一种磁共振血管成像方法的流程图，本实施例可适用于使用磁共振设备进行血管成像的情况，该方法可以由磁共振血管成像装置来执行，该装置可采用软件和/或硬件的方式实现，该装置可以配置于磁共振设备中。具体包括如下步骤：
S110、向被测部位施加第一成像序列以获取第一组磁共振信号，其中，被测部位包括血流，第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，第一梯度脉冲用于抑制血流的相位信息。
同步非对比血管造影与斑块内出血成像(Simultaneous Non-ContrastAngiography and Intraplaque Hemorrhage Imaging，SNAP)序列是基于层面选择的相位敏感反转恢复序列，包括反转恢复射频脉冲、T1采集脉冲和refer采集脉冲。
图2是本发明实施例一提供的一种SNAP序列的示意图。图2示出了两个SNAP序列，图2中的IR脉冲表示反转恢复射频脉冲，具体可选择非选择性180°翻转脉冲；T1采集脉冲包括梯度回波序列中的一系列小角度的射频脉冲，该射频脉冲用于数据采集，其中，角度大小用α表示，示例性的，α的角度范围可以是5°-25°，此处对α的角度范围不作限定，α的角度大小可以根据具体应用和硬件设备进行设置。T1采集脉冲执行后所采集的信号是复数信号，该复数信号的实部隐含了各像素点信号的正负信息，在实部图像中可以区分斑块流血信号和血管内流血信号。refer采集脉冲包括一系列低翻转角射频脉冲，被用于相敏重建，具体用于减小甚至消除T1成像中隐含的背景相位信号。示例性的，refer采集脉冲中的射频脉冲的角度可以是5°，用于检测血管腔内的血液负磁化。TI1和TI2分别表示T1采集脉冲和refer采集脉冲距离IR脉冲的反转时间，其决定最终生成图像的对比度。IRTR为两个连续IR脉冲之间的时间间隔。
在一个实施例中，可选的，第一成像序列为SNAP序列，第一组磁共振信号在反转时间内采集。其中，反转时间包括TI1反转时间和TI2反转时间。
在磁共振成像中，由于相位编码会影响磁共振扫描的时间，并且只有沿编码方向上的自旋才会产生相位变化，在对不同的部位和不同断面进行扫描时，通常会选择不同的相位编码方向。具体的，在磁共振血管成像中，如果血管垂直于编码方向，则记录不到相位变化。
在一个实施例中，第一梯度脉冲包括补偿梯度，相位信息包括与运动相关的相位信息，第一梯度脉冲中的补偿梯度的编码方向包括层面选择方向、相位编码方向和频率编码方向三个方向，即第一梯度脉冲中的补偿梯度抑制了血流在上述三个方向上与运动相关的相位信息。
具体而言，在磁共振血管成像中，磁共振信号的相位不仅同组织的位置x0有关，还同组织的运动情况(速度v0)相关，如下式：
Figure BDA0002378060640000041
其中，Φ(t)为磁共振信号中的相位信息，G(u)为与速度u相关的编码梯度，r为旋磁比，x(u)为与速度u相关的x方向的坐标，T为编码持续时间，mn为n阶矩。
第一梯度脉冲中的补偿梯度使得静止组织和运动组织的磁共振信号与运动无关，即静止组织和运动组织的磁共振信号中的相位信息为：
Φs0＝Φm0＝Φ0+Φ1
其中，Φs0表示静止组织的磁共振信号中的相位信息，Φm0表示运动组织的磁共振信号中的相位信息，Φ0表示加入编码梯度前的初始相位信息，Φ1表示偏共振引发的相位信息，Φ1＝r*Boff*TE，其中，Boff为场频移量，TE为等效采集时间。
S120、向被测部位施加第二成像序列以获取第二组磁共振信号，其中，第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，第二梯度脉冲用于获取血流的相位信息。
在一个实施例中，可选的，第二成像序列包括多个SNAP序列，第二组磁共振信号在反转时间内采集，其中，反转时间包括TI1反转时间和TI2反转时间。
在一个实施例中，第二梯度脉冲包括补偿梯度和编码梯度，其中，第二梯度脉冲中的编码梯度的编码方向包括层面选择方向、相位编码方向和频率编码方向中的一项。具体的，第二梯度脉冲包括任一编码方向上的编码梯度和除该编码方向以外的补偿梯度，其中，任一编码方向可以是层面选择方向、相位编码方向或频率编码方向。
在上述实施例的基础上，可选的，向被测部位施加血管成像序列，其中，血管成像序列包括第一成像序列和第二成像序列。在一个实施例中，可选的，第二成像序列包括多个第二梯度脉冲，其中，各第二梯度脉冲的编码梯度的编码方向不同。在本实施例中称血管成像序列为VSNAP脉冲序列。
具体的，图3是本发明实施例一提供的一种血管成像序列的示意图。图3中的SS方向表示层面选择方向，PE方向表示相位编码方向，RO方向表示频率编码方向。图3示出的血管成像序列包括第一成像序列和第二成像序列。其中，第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，其中，第一梯度脉冲包括三个方向的补偿梯度，其中，三个方向包括SS方向、PE方向和RO方向。其中，第二成像序列包括三个改进的SNAP序列(包含梯度方向的相位编码)，其中，各个改进的SNAP序列中的第二梯度脉冲中的梯度编码的编码方向不同，分别为SS方向编码梯度且其他方向补偿梯度、PE方向编码梯度且其他方向补偿梯度和RO方向编码梯度且其他方向补偿梯度。
以第二成像序列的任一第二梯度脉冲中的编码梯度为例，如SS方向编码梯度且其他方向补偿梯度。SS方向编码梯度需要保证在参考流速下的待测血液流速产生的相位差最大，在一个实施例中，可选的，编码梯度计算所需的一阶矩m1的计算方法为：
Figure BDA0002378060640000051
其中，VENC为参考流速，单位为cm/s，m1的单位为mT*us×us/m，
Figure BDA0002378060640000053
为频率，单位是Hz。
编码梯度和n阶矩的关系满足如下公式：
Figure BDA0002378060640000052
在一个实施例中，可选的，根据预设的一阶矩数据，计算编码梯度；根据编码梯度计算补偿梯度，其中，补偿梯度的所需的一阶矩为0。这样设置的好处在于，可以保证静止组织和运动组织的相位变化相同。
在一个实施例中，可选的，根据预设的多阶矩数据，计算编码梯度；根据编码梯度计算补偿梯度，其中，补偿梯度的所需的多阶矩为0。
本实施例以一阶矩数据为例。示例性的，编码梯度为(m0＝0,m1≠0)，被测部位中的静止组织由于速度v0＝0，磁共振信号的相位信息与m1无关，即静止组织的磁共振信号中的相位信息Φs+为：
Φs+＝Φ0+Φ1
而被测部位中运动组织的磁共振信号的相位信息还会受到编码梯度的作用，即运动组织的磁共振信号中的相位信息Φm+为：
Φm+＝Φ0+Φ1+Φv
其中，Φv为磁共振信号中速度为v0的血液在沿添加编码梯度的编码方向上匀速运动时而产生的相位信息。
S130、根据第一组磁共振信号和第二组磁共振信号，确定被测部位的血液流速。
在一个实施例中，可选的，分别获取第一组磁共振信号和第二组磁共振信号对应的第一相位信息和第二相位信息；根据第一相位信息和第二相位信息的相位差，计算得到被测部位的血液流速。
具体而言，以任一编码方向上的编码梯度为例，如层面选择方向。对于静止组织来说，在该编码方向上分别添加编码梯度和补偿梯度得到的磁共振信号的相位差为：
Φs+-Φs0＝0
对于运动组织来说，在该编码方向上分别添加编码梯度和补偿梯度得到的磁共振信号的相位差为：
Φm+-Φm0＝Φv
其中，Φv满足如下公式：
Φv＝r×m1×v0 (2)
图4是本发明实施例一提供的一种补偿梯度和编码梯度的原理示意图。如图4所示，图4的左图表示运动组织和静止组织在添加补偿梯度后的相位变化，图4中的右图中的实线表示运动组织在添加编码梯度后的相位变化，虚线表示静止组织在添加编码梯度后的相位变化。
图5是本发明实施例一提供的一种补偿梯度和编码梯度的序列示意图。图5a表示三个方向补偿梯度的序列示意图，图5b表示层面选择方向(SS方向)编码梯度且其他方向补偿梯度的序列示意图，图5c表示相位编码方向(PE方向)编码梯度且其他方向补偿梯度的序列示意图，图5d表示频率编码方向(RO方向)编码梯度且其他方向补偿梯度的序列示意图。图5中各示意图中的RF表示角度为α的射频脉冲，Gss、GPE和GRO分别表示SS方向上的梯度脉冲、PE方向上的梯度脉冲和RO方向上的梯度脉冲，Echo表示磁共振信号。具体的，图5a分别在两个小角度射频脉冲α之间施加Gss、GPE和GRO三种补偿梯度脉冲，以对抑制三个方向的血流信号；图5b在两个小角度射频脉冲α之间，SS方向上施加流动编码梯度，PE和RO两个方向上施加补偿梯度脉冲，以获取在层方向上的血流磁共振信号；图5c在两个小角度射频脉冲α之间，PE方向上施加流动编码梯度，SS和RO两个方向上施加补偿梯度脉冲，以获取在相位编码方向上的血流磁共振信号；图5d在两个小角度射频脉冲α之间，RO方向上施加流动编码梯度，SS和PE两个方向上施加补偿梯度脉冲，以获取在频率编码方向上的血流磁共振信号。
在一个实施例中，根据第一相位信息和第二相位信息的相位差、旋磁比和一阶矩数据，计算得到被测部位的血流流速。具体的，结合公式(1)和公式(2)得到该编码方向上的血液流速v满足公式：
Figure BDA0002378060640000061
在一个实施例中，可选的，第一梯度脉冲和第二梯度脉冲分别包括T1采集脉冲和refer采集脉冲，相应的，分别获取第一组磁共振信号和第二组磁共振信号对应的第一相位信息和第二相位信息，包括：获取第一组磁共振信号对应的基于T1采集脉冲采集到的第一相位信息和/或基于refer采集脉冲采集到的第一相位信息；获取第二组磁共振信号对应的基于T1采集脉冲采集到的第二相位信息和/或基于refer采集脉冲采集到的第二相位信息。
在一个实施例中，具体的，获取第一组磁共振信号基于T1采集脉冲采集到的第一相位信息；获取第二组磁共振信号基于T1采集脉冲采集到的第二相位信息，根据第一相位信息和第二相位信息的相位差，计算得到被测部位的血液流速。
在另一个实施例中，具体的，获取第一组磁共振信号基于refer采集脉冲采集到的第一相位信息；获取第二组磁共振信号基于refer采集脉冲采集到的第二相位信息，根据第一相位信息和第二相位信息的相位差，计算得到被测部位的血液流速。
在另一个实施例中，具体的，根据基于T1采集脉冲采集到的第一相位信息和基于T1采集脉冲采集到的第二相位信息的相位差，计算得到被测部位的第一参考流速；根据基于refer采集脉冲采集到的第一相位信息和基于refer采集脉冲采集到的第二相位信息的相位差，计算得到被测部位的第二参考流速；将第一参考流速和第二参考流速求平均，得到被测部位的血液流速。
具体的，设第一参考流速为v1，第二参考流速为v2，则血液流速v满足公式：
Figure BDA0002378060640000071
在上述实施例的基础上，可选的，第二成像序列包括三个SNAP序列，且各SNAP序列中的第二梯度脉冲的编码梯度的编码方向不同时，通常上述记载的技术方案，可以得到在3个编码方向上的血液流速。进一步的，可以将上述3个编码方向上的血液流速进行矢量相加，得到任意像素点上的血液流速。其中，3个不同编码方向上添加的编码梯度和补偿梯度可以相同，也可以不同，可以根据实际的应用场景进行设置。
本实施例的技术方案，通过采用同步非对比血管造影与斑块内出血成像序列采集被测部位的血液流速，解决了需要进行多次重复的磁共振扫描的问题，使得一次扫描就可以得到准确的血液流速信息，提高了磁共振血管成像的效率。
实施例二
图6是本发明实施例二提供的一种磁共振血管成像方法的流程图，本实施例的技术方案是上述实施例的基础上的进一步细化。可选的，所述方法还包括：根据所述第一组磁共振信号中基于T1采集脉冲采集到的磁共振信号和基于refer采集脉冲采集到的磁共振信号，确定被测部位的血管形态图像，其中，所述血管形态图像包括斑块内出血图像、血管壁图像、血管图像和实部图中至少一种。
本实施例的具体实现步骤包括：
S210、向被测部位施加第一成像序列以获取第一组磁共振信号，其中，被测部位包括血流，第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，第一梯度脉冲用于抑制血流的相位信息。
S220、向被测部位施加第二成像序列以获取第二组磁共振信号，其中，第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，第二梯度脉冲用于获取血流的相位信息。
S230、根据第一组磁共振信号和第二组磁共振信号，确定被测部位的血液流速。
S240、根据第一组磁共振信号中基于T1采集脉冲采集到的磁共振信号和基于refer采集脉冲采集到的磁共振信号，确定被测部位的血管形态图像，其中，血管形态图像包括斑块内出血图像、血管壁图像、血管图像和实部图中至少一种。
其中，基于T1采集脉冲采集到的磁共振信号包括被测部位的背景相位信息和血管相位信息，基于refer采集脉冲采集到的磁共振信号包括被测部位的背景相位信息。在一个实施例中，可选的，基于T1采集脉冲采集到的磁共振信号减去基于refer采集脉冲采集到的磁共振信号，得到去除背景相位信息的磁共振信号。其中，磁共振信号包括血管相位信息。
在一个实施例中，可选的，对去除背景相位信息的磁共振信号进行实部重建，得到被测部位的血管形态图像。其中，血管形态图像包括但不限于斑块内出血图像、血管壁图像、血管图像和实部图。其中，斑块内出血(intraplaque hemorrhage，IPH)图像和血管壁(Wall)图像为实部值为正值的信号重建后得到的图像，血管(MRA)图像是实部值为负值的信号重建后得到的图像，实部图为实部信号重建后得到的图像。
举例而言，图7a是本发明实施例二提供的一种磁共振血管成像方法的具体实例流程图。根据设定的参考流速VENC及计算公式，计算得到一阶矩m1。根据n阶矩与编码梯度之间的关系，计算得到编码梯度。根据编码梯度、补偿梯度和SNAP序列，生成血管成像序列，在本实施例中称血管成像序列为VSNAP脉冲序列。
向被测部位施加VSNAP脉冲序列对磁共振信号进行采集。图6以3个编码方向为例。
一方面，根据VSNAP脉冲序列中的第二成像序列中T1采集脉冲采集到的SS、PE和RO方向上的磁共振信号的相位信息，即第二组磁共振信号中基于T1采集脉冲采集到的第二相位信息，和第一成像序列中T1采集脉冲采集到的全方向上的磁共振信号的相位信息，即第一组磁共振信号中基于T1采集脉冲采集到的第一相位信息，计算得到T1采集脉冲采集到的相位差信息Φv1。根据相位差信息Φv1和参考流速VENC，计算得到任意像素点处的第一参考流速v1。根据VSNAP脉冲序列中的第二成像序列中refer采集脉冲采集到的SS、PE和RO方向上的磁共振信号的相位信息，即第二组磁共振信号中基于refer采集脉冲采集到的第二相位信息，和第一成像序列中refer采集脉冲采集到的全方向上的磁共振信号的相位信息，计算得到refer采集脉冲采集到的相位差信息Φv2。根据相位差信息Φv2和参考流速VENC，计算得到任意像素点处的第二参考流速v2。将上述两个参考流速进行平均计算，得到任意像素点处的血液流速v。
另一方面，获取第一组磁共振信号中基于T1采集脉冲采集到的磁共振信号和基于refer采集脉冲采集到的磁共振信号，在复数域中，将基于T1采集脉冲采集到的磁共振信号减去基于refer采集脉冲采集到的磁共振信号，以便除去T1采集脉冲采集到的磁共振信号中的背景相位信息，得到去除了背景相位信息的磁共振信号。根据去除了背景相位信息的磁共振信号，重建被测部位的实部图，得到被测部位的MRA图像(实部为负值)、IPH/Wall图像(实部为正值)和实部图(包含正负值)。本申请实施例中IPH表示斑块流血信号；Wall表示血管壁信息；MRA表示血管成像。
图7b是本发明实施例二提供的一种基于T1采集脉冲的磁共振信号重建的示意图。图7b是本申请一实施例腹部扫描过程中基于T1采集脉冲采集到的磁共振信号重建得到的T1图，该T1图包括斑块、血管壁以及血流信号图像，且图中的管状高亮区域对应血管。图7c是本发明实施例二提供的一种基于refer采集脉冲的磁共振信号重建的示意图。图7c是本申请一实施例中腹部扫描过程中基于refer采集脉冲采集到的磁共振信号重建得到的refer图。图7d是本发明实施例二提供的一种基于实部重建的实部图的示意图。进一步地，利用图7c的refer图对应磁共振信号的相位信息对图7b中的T1图对应磁共振信号进行去背景相位处理，可得到如图7d所示的实部图，该图中的高亮区域即为血管壁出血区域。图7e是本发明实施例二提供的一种实部图对应的正值图像的示意图。进一步地，分别获取图7d所示的实部图的正值图像、负值图像。如图7e所示为实部图所对应的正值图像，通过该图像可以获得斑块与血管壁对比的信息。图7f是本发明实施例二提供的一种实部图对应的负值图像的示意图。如图7f所示为实部图所对应的的负值图像，通过该图像可以获得纯血管血流信号。
本实施例的技术方案，通过采用VSNAP脉冲序列获取磁共振信号，并计算得到被测部位的血管信息，解决了需要多次扫描得到血液流速和血管形态图像的问题，使得通过一次扫描操作，同时得到被测部位的血液流速和血管形态图像的血管信息，提高了磁共振血管成像的效率。
实施例三
图8是本发明实施例三提供的一种磁共振血管成像装置的示意图。本实施例可适用于使用磁共振设备进行血管成像的情况，该装置可采用软件和/或硬件的方式实现，该装置可以配置于磁共振设备中。该磁共振血管成像装置包括：第一组磁共振信号获取模块310、第二组磁共振信号获取模块320和血液流速确定模块330。
其中，第一组磁共振信号获取模块310，用于向被测部位施加第一成像序列以获取第一组磁共振信号，其中，被测部位包括血流，第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，第一梯度脉冲用于抑制血流的相位信息；
第二组磁共振信号获取模块320，用于向被测部位施加第二成像序列以获取第二组磁共振信号，其中，第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，第二梯度脉冲用于获取血流的相位信息；
血液流速确定模块330，用于根据第一组磁共振信号和第二组磁共振信号，确定被测部位的血液流速。
本实施例的技术方案，通过采用同步非对比血管造影与斑块内出血成像序列采集被测部位的血液流速，解决了需要进行多次重复的磁共振扫描的问题，使得一次扫描就可以得到准确的血液流速信息，提高了磁共振血管成像的效率。
在上述技术方案的基础上，可选的，第一梯度脉冲包括补偿梯度；第二梯度脉冲包括补偿梯度和编码梯度，其中，编码梯度的编码方向包括层面选择方向、相位编码方向和频率编码方向中的一项。
可选的，第二成像序列包括多个第二梯度脉冲，其中，各第二梯度脉冲的编码梯度的编码方向不同。
可选的，血液流速确定模块330包括：
相位信息确定单元，用于分别获取第一组磁共振信号和第二组磁共振信号对应的第一相位信息和第二相位信息；
血液流速确定单元，用于根据第一相位信息和第二相位信息的相位差，计算得到被测部位的血液流速。
可选的，第一梯度脉冲和第二梯度脉冲分别包括T1采集脉冲和refer采集脉冲，相应的，相位信息确定单元具体用于：
获取第一组磁共振信号对应的基于T1采集脉冲采集到的第一相位信息和/或基于refer采集脉冲采集到的第一相位信息；
获取第二组磁共振信号对应的基于T1采集脉冲采集到的第二相位信息和/或基于refer采集脉冲采集到的第二相位信息。
可选的，血液流速确定单元具体用于：
根据基于T1采集脉冲采集到的第一相位信息和基于T1采集脉冲采集到的第二相位信息的相位差，计算得到被测部位的第一参考流速；
根据基于refer采集脉冲采集到的第一相位信息和基于refer采集脉冲采集到的第二相位信息的相位差，计算得到被测部位的第二参考流速；
将第一参考流速和第二参考流速求平均，得到被测部位的血液流速。
可选的，方法还包括：
根据第一组磁共振信号中基于T1采集脉冲采集到的磁共振信号和基于refer采集脉冲采集到的磁共振信号，确定被测部位的血管形态图像，其中，血管形态图像包括斑块内出血图像、血管壁图像、血管图像和实部图中至少一种。
本发明实施例所提供的磁共振血管成像装置可以用于执行本发明实施例所提供的磁共振血管成像方法，具备执行方法相应的功能和有益效果。
值得注意的是，上述磁共振血管成像装置的实施例中，所包括的各个单元和模块只是按照功能逻辑进行划分的，但并不局限于上述的划分，只要能够实现相应的功能即可；另外，各功能单元的具体名称也只是为了便于相互区分，并不用于限制本发明的保护范围。
实施例四
图9是本发明实施例四提供的一种设备的结构示意图，本发明实施例四为本发明上述实施例的磁共振血管成像方法的实现提供服务，可配置上述实施例中的磁共振血管成像装置。图9示出了适于用来实现本发明实施方式的示例性设备12的框图。图9显示的设备12仅仅是一个示例，不应对本发明实施例的功能和使用范围带来任何限制。
如图9所示，设备12以通用计算设备的形式表现。设备12的组件可以包括但不限于：一个或者多个处理器16，系统存储器28，连接不同系统组件(包括系统存储器28和处理器16)的总线18。
总线18表示几类总线结构中的一种或多种，包括存储器总线或者存储器控制器，外围总线，图形加速端口，处理器或者使用多种总线结构中的任意总线结构的局域总线。举例来说，这些体系结构包括但不限于工业标准体系结构(ISA)总线，微通道体系结构(MAC)总线，增强型ISA总线、视频电子标准协会(VESA)局域总线以及外围组件互连(PCI)总线。
设备12典型地包括多种计算机系统可读介质。这些介质可以是任何能够被设备12访问的可用介质，包括易失性和非易失性介质，可移动的和不可移动的介质。
系统存储器28可以包括易失性存储器形式的计算机系统可读介质，例如随机存取存储器(RAM)30和/或高速缓存存储器32。设备12可以进一步包括其它可移动/不可移动的、易失性/非易失性计算机系统存储介质。仅作为举例，存储系统34可以用于读写不可移动的、非易失性磁介质(图9未显示，通常称为“硬盘驱动器”)。尽管图9中未示出，可以提供用于对可移动非易失性磁盘(例如“软盘”)读写的磁盘驱动器，以及对可移动非易失性光盘(例如CD-ROM,DVD-ROM或者其它光介质)读写的光盘驱动器。在这些情况下，每个驱动器可以通过一个或者多个数据介质接口与总线18相连。存储器28可以包括至少一个程序产品，该程序产品具有一组(例如至少一个)程序模块，这些程序模块被配置以执行本发明各实施例的功能。
具有一组(至少一个)程序模块42的程序/实用工具40，可以存储在例如存储器28中，这样的程序模块42包括但不限于操作系统、一个或者多个应用程序、其它程序模块以及程序数据，这些示例中的每一个或某种组合中可能包括网络环境的实现。程序模块42通常执行本发明所描述的实施例中的功能和/或方法。
设备12也可以与一个或多个外部设备14(例如键盘、指向设备、显示器24等、磁共振扫描仪等)通信，还可与一个或者多个使得用户能与该设备12交互的设备通信，和/或与使得该设备12能与一个或多个其它计算设备进行通信的任何设备(例如网卡，调制解调器等等)通信。这种通信可以通过输入/输出(I/O)接口22进行。并且，设备12还可以通过网络适配器20与一个或者多个网络(例如局域网(LAN)，广域网(WAN)和/或公共网络，例如因特网)通信。如图9所示，网络适配器20通过总线18与设备12的其它模块通信。应当明白，尽管图中未示出，可以结合设备12使用其它硬件和/或软件模块，包括但不限于：微代码、设备驱动器、冗余处理单元、外部磁盘驱动阵列、RAID系统、磁带驱动器以及数据备份存储系统等。
处理器16通过运行存储在系统存储器28中的程序，从而执行各种功能应用以及数据处理，例如实现本发明实施例所提供的磁共振血管成像方法。
在一些实施例中，外部设备14为磁共振扫描仪，该磁共振扫描仪包括：超导磁体、梯度线圈以及射频线圈等主要部件。超导磁体可环绕形成孔腔，该孔腔形成容纳空间，超导磁体可以在成像过程期间创建静磁场B0。梯度线圈设置在所述孔腔内，可以包括X线圈，Y线圈和/或Z线圈(图中未示出)。在一些实施例中，Z线圈可以基于圆形(Maxwell)线圈来设计，而X线圈和Y线圈可以基于鞍形(Golay)线圈配置来设计。这三组线圈可执行梯度脉冲序列生成被用于位置编码的三个不同的磁场，例如，梯度线圈可执行梯度脉冲序列以分别形成沿读出方向的梯度场、相位编码方向的梯度场和选层方向的梯度场，以对信号进行读出编码、相位编码和选层方向编码。射频线圈可以包括射频发射线圈和射频接收线圈，其中，射频发射线圈执行射频脉冲序列用于向/从感兴趣的对象发射射频信号；射频接收线圈用于接收感兴趣的对象激发的磁共振信号。RF线圈可被分类为容积线圈和局部线圈。在本申请的一些实施例中，容积线圈可以包括鸟笼线圈，横电磁线圈，表面线圈，马鞍形线圈等。在本申请的一些实施例中，局部线圈可以包括鸟笼线圈，螺线管线圈，马鞍形线圈，柔性线圈等。处理器16可从/向磁共振扫描仪接收或发送信息。
在一些实施例中，处理器16可控制所述磁共振扫描仪执行：
获取第一组磁共振信号，该第一组磁共振信号为处理器16控制射频发射线圈和梯度线圈向被测部位施加第一成像序列获得，被测部位包括血流，第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，第一梯度脉冲用于抑制血流的相位信息；
获取第二组磁共振信号，该第二组磁共振信号为处理器16控制射频发射线圈和梯度线圈向被测部位施加第二成像序列获得，第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，第二梯度脉冲用于获取血流的相位信息。
处理器16还可根据第一组磁共振信号和第二组磁共振信号，确定被测部位的血液流速。具体步骤请参见前述步骤S130，在此不再赘述。
通过上述设备，解决了需要进行多次重复的磁共振扫描的问题，使得一次扫描就可以得到准确的血液流速信息，提高了磁共振血管成像的效率。
实施例五
本发明实施例五还提供了一种包含计算机可执行指令的存储介质，计算机可执行指令在由计算机处理器执行时用于执行一种磁共振血管成像方法，该方法包括：
向被测部位施加第一成像序列以获取第一组磁共振信号，其中，被测部位包括血流，第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，第一梯度脉冲用于抑制血流的相位信息；
向被测部位施加第二成像序列以获取第二组磁共振信号，其中，第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，第二梯度脉冲用于获取血流的相位信息；
根据第一组磁共振信号和第二组磁共振信号，确定被测部位的血液流速。
本发明实施例的计算机存储介质，可以采用一个或多个计算机可读的介质的任意组合。计算机可读介质可以是计算机可读信号介质或者计算机可读存储介质。计算机可读存储介质例如可以是但不限于电、磁、光、电磁、红外线、或半导体的系统、装置或器件，或者任意以上的组合。计算机可读存储介质的更具体的例子(非穷举的列表)包括：具有一个或多个导线的电连接、便携式计算机磁盘、硬盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可擦式可编程只读存储器(EPROM或闪存)、光纤、便携式紧凑磁盘只读存储器(CD-ROM)、光存储器件、磁存储器件、或者上述的任意合适的组合。在本文件中，计算机可读存储介质可以是任何包含或存储程序的有形介质，该程序可以被指令执行系统、装置或者器件使用或者与其结合使用。
计算机可读的信号介质可以包括在基带中或者作为载波一部分传播的数据信号，其中承载了计算机可读的程序代码。这种传播的数据信号可以采用多种形式，包括但不限于电磁信号、光信号或上述的任意合适的组合。计算机可读的信号介质还可以是计算机可读存储介质以外的任何计算机可读介质，该计算机可读介质可以发送、传播或者传输用于由指令执行系统、装置或者器件使用或者与其结合使用的程序。
计算机可读介质上包含的程序代码可以用任何适当的介质传输，包括但不限于无线、电线、光缆、RF等等，或者上述的任意合适的组合。
可以以一种或多种程序设计语言或其组合来编写用于执行本发明操作的计算机程序代码，程序设计语言包括面向对象的程序设计语言，诸如Java、Smalltalk、C++，还包括常规的过程式程序设计语言，诸如“C”语言或类似的程序设计语言。程序代码可以完全地在用户计算机上执行、部分地在用户计算机上执行、作为一个独立的软件包执行、部分在用户计算机上部分在远程计算机上执行、或者完全在远程计算机或服务器上执行。在涉及远程计算机的情形中，远程计算机可以通过任意种类的网络包括局域网(LAN)或广域网(WAN)，连接到用户计算机，或者，可以连接到外部计算机(例如利用因特网服务提供商来通过因特网连接)。
当然，本发明实施例所提供的一种包含计算机可执行指令的存储介质,其计算机可执行指令不限于如上的方法操作，还可以执行本发明任意实施例所提供的磁共振血管成像方法中的相关操作。
注意，上述仅为本发明的较佳实施例及所运用技术原理。本领域技术人员会理解，本发明不限于这里所述的特定实施例，对本领域技术人员来说能够进行各种明显的变化、重新调整和替代而不会脱离本发明的保护范围。因此，虽然通过以上实施例对本发明进行了较为详细的说明，但是本发明不仅仅限于以上实施例，在不脱离本发明构思的情况下，还可以包括更多其他等效实施例，而本发明的范围由所附的权利要求范围决定。

Claims (7)

1.一种磁共振血管成像方法，其特征在于，包括：
向被测部位施加第一成像序列以获取第一组磁共振信号，其中，所述被测部位包括血流，所述第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，所述第一梯度脉冲用于抑制所述血流的相位信息；
向被测部位施加第二成像序列以获取第二组磁共振信号，其中，所述第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，所述第二梯度脉冲用于获取所述血流的相位信息；
根据所述第一组磁共振信号和所述第二组磁共振信号，确定所述被测部位的血液流速；
其中，所述第一梯度脉冲和第二梯度脉冲分别包括T1采集脉冲和refer采集脉冲，相应的，所述根据所述第一组磁共振信号和所述第二组磁共振信号，确定所述被测部位的血液流速，包括：
获取所述第一组磁共振信号对应的基于T1采集脉冲采集到的第一相位信息和基于refer采集脉冲采集到的第一相位信息；
获取所述第二组磁共振信号对应的基于T1采集脉冲采集到的第二相位信息和基于refer采集脉冲采集到的第二相位信息；
根据T1采集脉冲采集到的第一相位信息和基于T1采集脉冲采集到的所述第二相位信息的相位差，计算得到所述被测部位的第一参考流速；
根据基于refer采集脉冲采集到的第一相位信息和基于refer采集脉冲采集到的所述第二相位信息的相位差，计算得到所述被测部位的第二参考流速；
将所述第一参考流速和所述第二参考流速求平均，得到所述被测部位的血液流速。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一梯度脉冲包括补偿梯度；所述第二梯度脉冲包括补偿梯度和编码梯度，其中，所述编码梯度的编码方向包括层面选择方向、相位编码方向和频率编码方向中的一项。
3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，所述第二成像序列包括多个第二梯度脉冲，其中，所述各第二梯度脉冲的编码梯度的编码方向不同。
4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，还包括：
根据所述第一组磁共振信号中基于T1采集脉冲采集到的磁共振信号和基于refer采集脉冲采集到的磁共振信号，确定被测部位的血管形态图像，其中，所述血管形态图像包括斑块内出血图像、血管壁图像、血管图像和实部图中至少一种。
5.一种磁共振血管成像装置，其特征在于，包括：
第一组磁共振信号获取模块，用于向被测部位施加第一成像序列以获取第一组磁共振信号，其中，所述被测部位包括血流，所述第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，所述第一梯度脉冲用于抑制所述血流的相位信息；
第二组磁共振信号获取模块，用于向被测部位施加第二成像序列以获取第二组磁共振信号，其中，所述第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，所述第二梯度脉冲用于获取所述血流的相位信息；
血液流速确定模块，用于根据所述第一组磁共振信号和所述第二组磁共振信号，确定所述被测部位的血液流速；
其中，所述第一梯度脉冲和第二梯度脉冲分别包括T1采集脉冲和refer采集脉冲，相应的，所述血液流速确定模块，具体用于：
获取所述第一组磁共振信号对应的基于T1采集脉冲采集到的第一相位信息和基于refer采集脉冲采集到的第一相位信息；
获取所述第二组磁共振信号对应的基于T1采集脉冲采集到的第二相位信息和基于refer采集脉冲采集到的第二相位信息；
根据T1采集脉冲采集到的第一相位信息和基于T1采集脉冲采集到的所述第二相位信息的相位差，计算得到所述被测部位的第一参考流速；
根据基于refer采集脉冲采集到的第一相位信息和基于refer采集脉冲采集到的所述第二相位信息的相位差，计算得到所述被测部位的第二参考流速；
将所述第一参考流速和所述第二参考流速求平均，得到所述被测部位的血液流速。
6.一种磁共振设备，其特征在于，包括：
磁共振扫描仪；
一个或多个处理器；
存储器，用于存储一个或多个程序；
当所述一个或多个程序被所述一个或多个处理器执行，控制所述磁共振扫描仪执行：
获取第一组磁共振信号，所述第一组磁共振信号为向被测部位施加第一成像序列获得，所述被测部位包括血流，所述第一成像序列包括第一反转恢复射频脉冲和第一梯度脉冲，所述第一梯度脉冲用于抑制所述血流的相位信息；
获取第二组磁共振信号，所述第二组磁共振信号为向被测部位施加第二成像序列获得，所述第二成像序列包括第二反转恢复射频脉冲和第二梯度脉冲，所述第二梯度脉冲用于获取所述血流的相位信息；
根据所述第一组磁共振信号和所述第二组磁共振信号，确定所述被测部位的血液流速；
其中，所述第一梯度脉冲和第二梯度脉冲分别包括T1采集脉冲和refer采集脉冲，相应的，所述根据所述第一组磁共振信号和所述第二组磁共振信号，确定所述被测部位的血液流速，包括：
获取所述第一组磁共振信号对应的基于T1采集脉冲采集到的第一相位信息和基于refer采集脉冲采集到的第一相位信息；
获取所述第二组磁共振信号对应的基于T1采集脉冲采集到的第二相位信息和基于refer采集脉冲采集到的第二相位信息；
根据T1采集脉冲采集到的第一相位信息和基于T1采集脉冲采集到的所述第二相位信息的相位差，计算得到所述被测部位的第一参考流速；
根据基于refer采集脉冲采集到的第一相位信息和基于refer采集脉冲采集到的所述第二相位信息的相位差，计算得到所述被测部位的第二参考流速；
将所述第一参考流速和所述第二参考流速求平均，得到所述被测部位的血液流速。
7.根据权利要求6所述的设备，其特征在于，所述磁共振扫描仪包括射频发射线圈、梯度线圈；
所述射频发射线圈被所述处理器控制以发射第一反转恢复射频脉冲和/或第二反转恢复射频脉冲；
所述梯度线圈被所述处理器控制以发射第一梯度脉冲和/或第二梯度脉冲。
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