一种相位反差磁共振流速、流量测量方法及其测量装置

摘要

本发明公开了一种相位反差磁共振流速、流量测量方法及其测量装置，包括如下步骤：a)对成像序列分别进行三种不同的流速编码；b)由所述成像序列获取两组混合k空间数据k12和k13；c)将第一组混合k空间数据k12和第二组混合k空间数据k13分别变换到图像域得到AC图和DC图；d）由AC图利用相位反差计算流速。本发明提供的相位反差磁共振流速、流量测量方法及其测量装置，通过在两个混合k空间交替采集对应于三种不同流速编码的磁共振信号，利用源于k空间线与线之间交变的动态信号获取相位差图，从而不受脂肪产生的稳态信号的干扰，能够精确测量血液流速和流量。

说明书

技术领域

本发明涉及一种磁共振流速、流量测量方法及其测量装置，尤其涉及一种相位反 差磁共振流速、流量测量方法及其测量装置。

背景技术

在磁共振成像中,如果信号源沿梯度场方向流动,那么所测到的信号相位就 会与流体的流速以及梯度场脉冲形状相关联。基于这种原理，通过改变梯度场脉冲 形状从而引起的磁共振信号相位改变,可以测量流体的流速和流量。有关这种测量 流速流量的磁共振技术详情,可参见文献1：[Pelc NJ,“Flow quantification and analysis methods”,Magn Reson Imaging Clin N Am3:413-424(1995)]。

简单地说,采用二种用以测量流速的不同梯度场脉冲形状,所采集的磁共振 信号可作如下描述:

$S_1={\mathrm{Me}}^{{-\mathrm{im}}_1\left(1\right)v}{e}^{-\mathrm{i\beta }}---\left[1\right]$

$S_2={\mathrm{Me}}^{{-\mathrm{im}}_1\left(2\right)v}{e}^{-\mathrm{i\beta }}---\left[2\right]$

式中M代表流体的磁共振信号幅度，ν代表流速，β代表主磁场或射频场不均匀 等导致的系统相位，m₁(1)和m₁(2)分别为测量中用到的二种梯度场脉冲形状G(t)的 一阶矩：

$m_1=\gamma {\int }_0^{\mathrm{TE}}G\left(t\right)\mathrm{tdt}---\left[3\right]$

式中γ代表原子核的磁旋比常数，TE代表回波时间。

流速即可以简单地从二次测量的信号相位差求得:

ν=Δφ/[m₁(2)-m₁(1)]          [4]

Δφ=arg {S1×conj(S2)}          [5]

式中arg{…}代表求复数相位；conj(…)代表复数共轭。

当有脂肪信号存在的情况下,以上式[1]和式[2]必须考虑脂肪信号相应改作:

$S_1=({\mathrm{We}}^{{-\mathrm{im}}_1\left(1\right)v}+{\mathrm{Fe}}^{-\mathrm{i\alpha }})e^{\mathrm{i\beta }}---\left[6\right]$

$S_2=({\mathrm{We}}^{{-\mathrm{im}}_1\left(2\right)v}+{\mathrm{Fe}}^{-\mathrm{i\alpha }})e^{\mathrm{i\beta }}---\left[6\right]$

式中W代表流体水信号幅度，F代表脂肪信号的幅度，α代表脂肪信号化学位 移引起的相位进动角。从式[6]和[7]可以看出,由于脂肪信号的存在,流速ν再也不 能简单地从S₁和S₂的相位差精确求得，否则所测得的流速存在误差。

美国加州洛杉矶大学的Matthew J.Middione和Daniel B.Ennis对脂肪信号 在采用磁共振相位差测量流速中所带来的误差作了详细的分析,参见文献2： [Middione,M.J.and Ennis,D.B.(2012),Chemical shift-induced phase errors in phase-contrast MRI.Magn Reson Med.doi:10.1002/mrm.24262]。虽然他们 也提出了通过对回波时间(TE)和读出带宽的适当选择来减小误差的方法,但还是不 能完全消除这种误差。因而有必要开发不受脂肪信号干扰的磁共振相位反差技术, 以用于医疗诊断中能精确测量血液流速和流量。

发明内容

本发明所要解决的技术问题是提供一种相位反差磁共振流速、流量测量方法及 其测量装置，不受脂肪信号干扰，能够精确测量血液流速和流量。

本发明为解决上述技术问题而采用的技术方案是提供一种相位反差磁共振流 速测量方法，包括如下步骤：a)对成像序列分别进行三种不同的流速编码；b)由 所述成像序列获取两组混合k空间数据k₁₂和k₁₃，第一组混合k空间数据k₁₂的奇数 相位编码线数据对应k空间数据k₁，第一组混合k空间数据k₁₂的偶数相位编码线数 据对应k空间数据k₂，第二组混合k空间数据k₁₃的奇数相位编码线数据对应k空间 数据k₁，第二组混合k空间数据k₁₃的偶数相位编码线数据对应k空间数据k₃，所述 混合k空间数据k₁₂和k₁₃的相位编码线步长为正常k空间数据相位编码线步长的一半， 所述k空间数据k₁、k₂和k₃分别对应一种步骤a）中所述流速编码；c)将所述第一 组混合k空间数据k₁₂和所述第二组混合k空间数据k₁₃分别变换到图像域得到两幅图 像，每幅图像均包含AC图和DC图；d）由所述两幅图像中的AC图利用相位反差计 算流速。

上述的相位反差磁共振流速测量方法，其中，所述步骤b）由所述成像序列获 取两组混合k空间数据k₁₂和k₁₃包括如下步骤：由所述成像序列采集得到k空间数据 k₁、k₂和k₃；将所述k空间数据k₁和所述k空间数据k₂混合得到第一组混合k空间 数据k₁₂，将所述k空间数据k₁和所述k空间数据k₃混合得到第二组混合k空间数据 k₁₃。

上述的相位反差磁共振流速测量方法，其中，所述步骤b）中由所述成像序列 获取两组混合k空间数据k₁₂和k₁₃包括如下步骤：由所述成像序列交替采集得到第一 组混合k空间数据k₁₂；由所述成像序列交替采集得到第二组混合k空间数据k₁₃。

上述的相位反差磁共振流速测量方法，其中，所述采集为：首先进行并行采集， 采集完毕后进行k空间并行加速数据重建。

上述的相位反差磁共振流速测量方法，其中，所述采集为：首先进行并行采集， 采集完毕后进行图像域并行加速数据重建，并将重建后的图像数据变换回k空间数 据。

上述的相位反差磁共振流速测量方法，其中，所述采集为采集完整数据。

上述的相位反差磁共振流速测量方法，其中，所述步骤a）中三种不同的流速 编码为通过梯度场脉冲形状的改变而实现，所述三种流速编码分别为m₁(1)、 m₁(2) 和m₁(3)，其对应为梯度场一阶矩，所述m₁(1)、 m₁(2)和m₁(3)分布在2π/ν_max范围 内，ν_max为所要测量的最大流速。

上述的相位反差磁共振流速测量方法，其中，所述步骤d)中由所述两幅图像中 的AC图利用相位反差计算流速的公式如下：

ν=arg{I_AC(2)×conj[I_AC(1)]}/[m₁(3)-m₁(2)]；

$I_{\mathrm{AC}}\left(1\right)=W\sin \left(\frac{m_1\left(1\right)-m_1\left(2\right)}{2}v\right)e^{-i\frac{1}{2}[m_1\left(1\right)-m_1\left(2\right)]v}{e}^{-\mathrm{i\beta }};$

$I_{\mathrm{AC}}\left(2\right)=W\sin \left(\frac{m_1\left(1\right)-m_1\left(3\right)}{2}v\right)e^{-i\frac{1}{2}[m_1\left(1\right)-m_1\left(3\right)]v}{e}^{-\mathrm{i\beta }};$

其中，W代表流体水信号幅度，ν代表流速，β代表主磁场或射频场不均匀导致 的系统相位，arg{…}代表求复数相位，conj[…]代表复数共轭，I_AC(1)代表第一幅混 合k空间对应的AC图，I_AC(2)代表第二幅混合k空间对应的AC图。

上述的相位反差磁共振流速测量方法，其中，所述步骤a）中成像序列为梯度回 波序列、自旋回波序列、平面回波序列或快速自旋回波序列。

本发明为解决上述技术问题还提供一种相位反差磁共振流量测量方法，先采用 上述的相位反差磁共振流速测量方法获得流速，然后在预设的流量测定范围内对所 述流速积分得到流量。

本发明为解决上述技术问题还提供一种相位反差磁共振流速测量装置，包括： 对成像序列分别进行三种不同的流速编码的序列产生装置；由所述成像序列获取两 组混合k空间数据k₁₂和k₁₃的数据处理装置，第一组混合k空间数据k₁₂的奇数相位 编码线数据对应k空间数据k₁，第一组混合k空间数据k₁₂的偶数相位编码线数据对 应k空间数据k₂，第二组混合k空间数据k₁₃的奇数相位编码线数据对应k空间数据 k₁，第二组混合k空间数据k₁₃的偶数相位编码线数据对应k空间数据k₃，所述混合 k空间数据k₁₂和k₁₃的相位编码线步长为正常k空间数据相位编码线步长的一半，所 述k空间数据k₁、k₂和k₃分别对应一种序列产生装置中所述流速编码；将所述第一 组混合k空间数据k₁₂和所述第二组混合k空间数据k₁₃分别变换到图像域形成两幅图 像的第一图像变换装置，每幅图像均包含AC图和DC图；以及，根据所述两幅图像 中的AC图利用相位反差计算流速的计算装置。

上述的相位反差磁共振流速测量装置，其中，所述数据处理装置包括采集装置 和数据处理子装置，所述采集装置为由所述成像序列采集得到k空间数据k₁、k₂和 k₃的第一采集装置，所述数据处理子装置适于将所述k空间数据k₁和所述k空间数 据k₂混合得到第一组混合k空间数据k₁₂，将所述k空间数据k₁和所述k空间数据k₃混合得到第二组混合k空间数据k₁₃。

上述的相位反差磁共振流速测量装置，其中，所述数据处理装置包括采集装置， 所述采集装置为由所述成像序列交替采集得到第一组混合k空间数据k₁₂，由所述成 像序列交替采集得到第二组混合k空间数据k₁₃的第二采集装置。

上述的相位反差磁共振流速测量装置，其中，所述采集装置包括并行采集装置 和k空间数据重建装置，所述并行采集装置适于进行并行采集，所述k空间数据重 建装置适于在采集完毕后进行k空间并行加速数据重建得到三组k空间数据k₁、k₂和k₃。

上述的相位反差磁共振流速测量装置，其中，所述采集装置包括并行采集装置、 图像域数据重建装置和第二图像变换装置，所述并行采集装置适于进行并行采集， 所述图像域数据重建装置适于在采集完毕后进行图像域并行加速数据重建，所述第 二图像变换装置适于将重建后图像变换回k空间。

上述的相位反差磁共振流速测量装置，其中，所述采集装置为全采集装置，其 数据采集方式为采集完整数据。

本发明为解决上述技术问题还提供一种相位反差磁共振流量测量装置，包括上 述的相位反差磁共振流速测量装置；以及根据预设的流量测定范围对所述流速进行 积分的计算装置。

本发明对比现有技术有如下的有益效果：本发明提供的相位反差磁共振流速、 流量测量方法及其测量装置，通过在两个混合k空间交替采集对应于三种不同流速 编码的磁共振信号，利用源于k空间线与线之间交变的动态信号获取相位差图，从 而不受脂肪产生的稳态信号的干扰，能够精确测量血液流速和流量。

附图说明

图1为本发明相位反差磁共振流速测量流程示意图；

图2为本发明在两个混合k空间内数据对应于三种不同流速编码的示意图；

图3为本发明将两个混合k空间数据做傅里叶变换以及滚移后的示意图像。

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描述。

图1为本发明相位反差磁共振流速测量流程示意图。

请参见图1，本发明提供的相位反差磁共振流速测量方法包括如下步骤：

步骤S101:对成像序列分别进行三种不同的流速编码。

所述成像序列可以是任何其他与流速编码相结合的成像序列，如梯度回波序列、 自旋回波序列、平面回波序列或快速自旋回波序列。以梯度回波序列为例，除选择 用于流速编码的梯度场脉冲外,其余部分与传统的梯度回波成像序列相同。三种不同 的流速编码为通过梯度场脉冲形状的改变而实现，分别为m₁(1)、 m₁(2)和m₁(3)， 其对应为梯度场一阶矩，所述m₁(1)、m₁(2)和m₁(3)分布在2π/ν_max范围内，即流 速编码可以在任意[-π/ν_max，π/ν_max]范围内取值,当取值在其范围外时，由于其函 数周期性同样可将该值转换为范围内的数值,ν_max为所要测量的最大流速。所述 m₁(2)和m₁(3)最好对称分布在m₁(1)的两侧，以保证采集到的磁共振信号之间的相 位差达到最大；

如：

m1(1)=0，_max为所要测量的最大流速。

关于流速编码详情可参阅文献3：[Bittoun J,Jolivet O,Herment A,Itti E, Durand E,Mousseaux E and Tasu JP,“Multidimensional MR mapping of multiple components of velocity and acceleration by Fourier phase encoding with a small number of encoding steps”,Magn Reson Med44:723-730(2000)]。

步骤S102，由所述成像序列获取两组混合k空间数据k₁₂和k₁₃，第一组混合k 空间数据k₁₂的奇数相位编码线数据对应k空间数据k1，第一组混合k空间数据k₁₂的偶数相位编码线数据对应k空间数据k₂，第二组混合k空间数据k₁₃的奇数相位编 码线数据对应k空间数据k₁，第二组混合k空间数据k₁₃的偶数相位编码线数据对应 k空间数据k₃，所述混合k空间数据k₁₂和k₁₃的相位编码线步长为正常k空间数据相 位编码线步长的一半，所述k空间数据k₁、k₂和k₃分别对应一种步骤S101中所述流 速编码。

获取所述两组混合k空间数据k₁₂和k₁₃的过程，在数据的采集顺序上优选的可 以分为两种。第一种采集顺序为首先在三种不同的流速编码m₁(1)、m₁(2)和m₁(3) 下分别采集得到三组k空间数据k₁、k₂和k₃，所述的流速编码各对应一组k空间数 据，之后将k空间数据k₁和k₂混合得到第一组混合k空间数据k₁₂，将k空间数据k₂和k₃混合得到第二组混合k空间数据k₁₃。混合k空间示意图可参见图2，如图2所 示，图中三种不同的k空间数据线分别为三种不同的流速编码:m₁(1)、m₁(2)和 m₁(3)所对应的k空间数据（即k₁、k₂和k₃）。其中k₁、k₂和k₃所对应的相位编码线 分别用细线、粗线和虚线表示。图2a为第一组混合k空间数据k₁₂，其为k空间数据 k₁和k₂的混合，其混合过程为：将k空间数据k₁保持不变，将k₂沿相位编码方向下 移半个编码步长，之后插入k空间数据k₁的k空间中；图2b为第二组混合k空间数 据k₁₃，其为k空间数据k₁和k₃的混合，其混合过程为：将k空间数据k₁保持不变， 将k₃沿相位编码方向下移半个编码步长，之后插入k空间数据k₁的k空间中。对于 混合k空间数据k₁₂，其奇数相位编码线数据（即细线数据）为原k₁的数据，偶数相 位编码线数据（即粗线数据）为原k₂的数据；对于混合k空间数据k₁₃同理，其奇数 相位编码线数据（即细线数据）为原k₁的数据，偶数相位编码线数据（即虚线数据） 为原k₃的数据。

优选的第二种采集顺序为交替采集得到混合k空间数据k₁₂和混合k空间数据 k₁₃。这里的交替采集方式指的是在成像过程中采集一条k₁相位编码线数据，再采集 一条k₂相位编码线数据，再采集一条k1相位编码线数据，再采集一条k₂相位编码线 数据，如此交替反复的方式。在流速编码m₁(1)和m₁(2)所对应的成像序列下，交替 采集得到第一组混合k空间数据k₁₂，在流速编码m₁(1)和m₁(3)所对应的成像序列下， 交替采集得到第二组混合k空间数据k₁₃。其中，第一组混合k空间数据k₁₂的奇数相 位编码线数据（即细线数据）对应所述k空间数据k₁，所述第一组混合k空间数据 k₁₂的偶数相位编码线数据（即粗线数据）对应所述k空间数据k₂；同理，第二组混 合k空间数据k₁₃的奇数相位编码线数据（即细线数据）对应所述k空间数据k₁，所 述第二组混合k空间数据k₁₃的偶数相位编码线数据（即虚线数据）对应所述k空间 数据k₃。

上述混合k空间相位编码数据线的数目为正常k空间相位编码数据线的两倍， 相位编码方向k空间的步长是正常k空间相位编码线步长的一半，若用Δk(pe)表示 正常k空间相位编码方向k空间的编码步长，则在混合k空间中其相位编码线步长 为Δk(pe)/2，所以经过傅里叶变换后所得图像在相位编码方向的视野为正常k空间 所得图像的两倍。这里，正常k空间指的是常规的k空间，即磁共振成像中利用传 统方式进行数据采集得到的k空间，其概念属于本领域技术人员已知的范畴。Δk(pe) 是从视野计算得到:

Δk(pe)=2π/(γFOV_PE)              [8]

式中，γ为旋磁比常数。对氢质子而言,γ=2π×42.57兆赫/(特斯拉)；FOV_PE为 相位编码方向的视野。关于混合k空间技术,详情可参阅文献4：[Zhang W,“A Quantitative Analysis of Alternated Line Scanning in k Space and Its Application in MRI of Regional Tissue Perfusion by Arterial Spin Labeling”, Journal of Magnetic Resonance Series B 107:165-171(1995)]。

在具体实施过程中还有其他改变采集顺序得到混合k空间数据的采集方式，但 只需保证最终得到两组混合k空间数据k₁₂和k₁₃，混合k空间数据的特征为混合k空 间相位编码数据线的数目为正常k空间相位编码数据线数目的两倍，相位编码方向k 空间的步长是正常k空间相位编码线步长的一半。混合k空间数据的数据形式为奇 数相位编码线数据和偶数相位编码线数据各对应一种不同的流速编码，两组混合k 空间数据中每组混合k空间数据所包含的两组k空间数据不完全相同即可，如第一 组混合k空间数据对应k空间数据k₁和k₂，则第二组混合k空间数据可以对应k空 间数据k₁和k₃，或k₂和k₃；第一组混合k空间数据对应k空间数据k₁和k₃，则第二 组混合k空间数据可以对应k空间数据k₁和k₂，或k₂和k₃；第一组混合k空间数据 对应k空间数据k₂和k₃，则第二组混合k空间数据可以对应k空间数据k₁和k₂，或 k₁和k₃。

在数据采集方式上，本发明的技术方案可分为全采集方式和并行采集方式。以 上无论是哪种采集顺序，均可由全采集方式或并行采集方式进而获取两组混合k空 间数据。全采集方式在上述两种优选采集顺序方式下按行列逐点采集即得到完整的k 空间数据k₁、k₂和k₃或混合k空间数据k₁₂和k₁₃。

为了加快信号采集，最新的磁共振成像采用并行成像数据采集和图像重建，并 行成像技术可以是图像域技术,如SENSE,参阅文献5：[Pruessmann KP,Weiger M, Scheidegger MB,Boesiger P,“SENSE:Sensitivity encoding for fast MRI”, Magn Reson Med42:952-962(1999)],或k空间技术,如GRAPPA,参阅文献6： [Griswold MA,Jakob PM,Heidemann RM,Nittka M,Jellus V,Wang J,Kiefer B,Haase A,Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA).Magn Reson Med47:1202–1210(2002)]。

对于并行采集方式下本发明技术方案的实施，当成像序列用并行成像数据采集 方式采集进而获取三组k空间数据k₁、k₂和k₃或两组混合k空间数据k₁₂和k₁₃时，由 于其为并行采集，其由成像序列采集得到的各组k空间数据并非完整的k空间数据， 之后需要经过并行加速成像数据重建得到完整的各组k空间数据。对于在交替采集 方式下得到混合k空间数据的情况，则是将混合k空间数据中两组不同流速编码对 应的k空间数据分离出来，分别进行并行加速数据重建。

并行加速成像数据重建的方法分为k空间技术和图像域技术，k空间技术（例如 GRAPPA技术）是在k空间内进行欠采集数据的计算和填补，得到完整的k空间数据。 对于分别采集三组k空间数据之后混合得到混合k空间数据的情况，则是首先由成 像序列并行采集三组k空间数据k₁’、k₂’和k₃’，k空间数据k₁’、k₂’和k₃’为 不完整的k空间数据，其分别对应流速编码m₁(1)、m₁(2)和m₁(3)下采集得到，之 后对k₁’、k₂’和k₃’分别进行k空间数据重建，从而得到三组完整的k空间数据 k₁、k₂和k₃，最后混合得到混合k空间数据k₁₂和k₁₃。对于交替采集两组混合k空间 数据的情况，则是首先由成像序列在流速编码m₁(1)、m₁(2)以及m₁(1)、m₁(3)下 并行采集得到两组混合k空间数据k₁₂’和k₁₃’，之后将第一组不完整的混合k空间 数据k₁₂’根据不同流速编码所对应的数据分离为k₁’和k₂’，然后分别对k₁’和k₂’ 进行k空间并行加速数据重建得到完整的两组k空间数据k₁和k₂，最后将两组k空 间数据k₁和k₂放回混合k空间中得到完整的混合k空间数据k₁₂。第二组混合k空间 数据的k空间并行加速重建方式相同。

图像域技术（例如SENSE技术）则是在图像域进行并行加速重建得到包含完整 数据的图像，之后变换回k空间。对于分别采集三组k空间数据之后混合得到混合k 空间数据的情况，则是首先由成像序列并行采集得到三组不完整的k空间数据k₁’、 k₂’和k₃’，然后分别将这三组k空间数据变换到图像域，在图像域进行并行加速重 建，得到包含完整k空间数据的三组图像，之后将三组图像变换回k空间得到三组 完整的k空间数据k₁、k₂和k₃，最后混合得到混合k空间数据k₁₂和k₁₃。对于交替采 集两组混合k空间数据的情况，则是首先由成像序列采集得到两组不完整的混合k 空间数据k₁₂’和k₁₃’，将第一组不完整的混合k空间数据k₁₂’根据不同流速编码所 对应的k空间数据分离为k₁’和k₂’，然后将k₁’和k₂’分别变换到图像域，进行 图像域的并行加速数据重建，并将经过并行加速数据重建后得到包含完整k空间数 据的图像数据变换回k空间数据，得到两组完整的k空间数据k₁和k₂，将这两组数 据放回混合k空间中得到完整的混合k空间数据k₁₂，另一组混合k空间数据k₁₃的图 像域并行加速重建过程相同。

步骤S103:将所述第一组混合k空间数据k₁₂和所述第二组混合k空间数据k₁₃分 别变换到图像域得到两幅图像，每幅图像均包含AC图和DC图。

第一组混合k空间图像信号:

$S\left(1\right)=\{{\mathrm{We}}^{-i\frac{1}{2}\left\{\right[m_1\left(1\right)+m_1\left(2\right)]-{(-1)}^j\times [m_1\left(1\right)-m_1\left(2\right)\left]\right\}v}+{\mathrm{Fe}}^{-\mathrm{i\alpha }}\}{e}^{-\mathrm{i\beta }}---\left[9\right]$

第二组混合k空间图像信号:

$S\left(2\right)=\{{\mathrm{We}}^{-i\frac{1}{2}\left\{\right[m_1\left(1\right)+m_1\left(3\right)]-{(-1)}^j\times [m_1\left(1\right)-m_1\left(3\right)\left]\right\}v}+{\mathrm{Fe}}^{-\mathrm{i\alpha }}\}{e}^{-\mathrm{i\beta }}---\left[10\right]$

式中j代表相位编码线序号(j=1,2,…N)，其他符号与在先的定义相同。

由以上二组混合k空间数据k₁₂、k₁₃,通过傅里叶方法（或者其他数学变换方法， 将混合k空间数据k₁₂和k₁₃变换为图像域数据）变换到图像域，可以得到两个混合k 空间数据k₁₂、k₁₃所对应的二幅图像。所得每幅图像可以分为AC图和DC图，AC图分 布在所得图像顶端到上四分之一处的位置以及图像下四分之一处的位置到图像底端， DC图分布在图像上四分之一到图像下四分之一的位置。之后，将经过傅里叶变换后 所得图像沿相位编码方向滚动下移视野的四分之一，每幅图像含一个来自于衡值信 号的DC图和一个来自于交变信号的AC图，如图3所示，每幅图像的上半幅图像为 AC图，圆形示意为血管；下半幅图像为DC图，圆圈示意为血管周围的脂肪。DC图 源于k空间线与线之间不变的静态信号，AC图源于k空间线与线之间交变的动态信 号。

步骤S104:由所述两幅图像中的AC图利用相位反差计算流速。因为脂肪产生的 是稳态信号,而血流信号为动态,所以从AC图使用相位差来测量流速流量不会受脂肪 信号的干扰。

图像组一:

$I_{\mathrm{DC}}\left(1\right)=\{W\cos \left(\frac{m_1\left(1\right)-m_1\left(2\right)}{2}v\right)e^{-i\frac{1}{2}[m_1\left(1\right)+m_1\left(2\right)]v}+{\mathrm{Fe}}^{-\mathrm{i\alpha }}\}{e}^{-\mathrm{i\beta }}---\left[11\right]$

$I_{\mathrm{AC}}\left(1\right)=W\sin \left(\frac{m_1\left(1\right)-m_1\left(2\right)}{2}v\right)e^{-i\frac{1}{2}[m_1\left(1\right)-m_1\left(2\right)]v}{e}^{-\mathrm{i\beta }}---\left[12\right]$

图像组二:

$I_{\mathrm{DC}}\left(2\right)=\{W\cos \left(\frac{m_1\left(1\right)-m_1\left(3\right)}{2}v\right)e^{-i\frac{1}{2}[m_1\left(1\right)+m_1\left(3\right)]v}+{\mathrm{Fe}}^{-\mathrm{i\alpha }}\}{e}^{-\mathrm{i\beta }}---\left[13\right]$

$I_{\mathrm{AC}}\left(2\right)=W\sin \left(\frac{m_1\left(1\right)-m_1\left(3\right)}{2}v\right)e^{-i\frac{1}{2}[m_1\left(1\right)-m_1\left(3\right)]v}{e}^{-\mathrm{i\beta }}---\left[14\right]$

从I_AC(1)和I_AC(2)可测得流速ν,且不受脂肪信号的干扰:

ν=arg{I_AC(2)×conj[I_AC(1)]}/[m₁(3)-m₁(2)]          [15]

式中arg{…}代表求复数相位；conj[…]代表复数共轭，I_AC(1)代表第一幅混合 k空间对应的AC图，I_AC(2)代表第二幅混合k空间对应的AC图。

最后，根据需要，如需测量血液流量时，可在预设的流量测定范围内对所述流 速积分得到流量。

本发明还提供一种相位反差磁共振流速测量装置，其中包括：

对成像序列分别进行三种不同的流速编码的序列产生装置；

由所述成像序列获取两组混合k空间数据k₁₂和k₁₃的数据处理装置，第一组混合 k空间数据k₁₂的奇数相位编码线数据对应k空间数据k₁，第一组混合k空间数据k₁₂的偶数相位编码线数据对应k空间数据k₂，第二组混合k空间数据k₁₃的奇数相位编 码线数据对应k空间数据k₁，第二组混合k空间数据k13的偶数相位编码线数据对 应k空间数据k₃，所述混合k空间数据k₁₂和k₁₃的相位编码线步长为正常k空间数据 相位编码线步长的一半，所述k空间数据k₁、k₂和k₃分别对应一种序列产生装置中 所述流速编码；

将所述第一组混合k空间数据k₁₂和所述第二组混合k空间数据k₁₃分别变换到图 像域形成两幅图像的第一图像变换装置，每幅图像均包含AC图和DC图；以及

根据所述两幅图像中的AC图利用相位反差计算流速的计算装置。

所述数据处理装置包括采集装置和数据处理子装置，所述采集装置为由所述成 像序列采集得到k空间数据k₁、k₂和k₃的第一采集装置，所述数据处理子装置适于 将所述k空间数据k₁和所述k空间数据k₂混合得到第一组混合k空间数据k₁₂，将所 述k空间数据k₁和所述k空间数据k₃混合得到第二组混合k空间数据k₁₃。或者所述 数据处理装置包括采集装置，所述采集装置为由所述成像序列交替采集得到第一组 混合k空间数据k₁₂，由所述成像序列交替采集得到第二组混合k空间数据k₁₃的第二 采集装置。

所述采集装置包括并行采集装置和k空间数据重建装置，所述并行采集装置适 于进行并行采集，所述k空间数据重建装置适于在采集完毕后进行k空间并行加速 数据重建得到三组k空间数据k₁、k₂和k₃。或者所述采集装置包括并行采集装置、 图像域数据重建装置和第二图像变换装置，所述并行采集装置适于进行并行采集， 所述图像域数据重建装置适于在采集完毕后进行图像域并行加速数据重建，所述第 二图像变换装置适于将重建后图像变换回k空间。或者所述采集装置为全采集装置， 其数据采集方式为采集完整数据。

所述采集装置、数据重建装置、图像变换装置以及计算装置可以选用现有的嵌 入式集成芯片MCU或专用图像处理芯片实现。

本发明还提供一种相位反差磁共振流量测量装置，包括上述的相位反差磁共振 流速测量装置；以及根据预设的流量测定范围对所述流速进行积分的计算装置。同 理，所述计算装置可以采用现有的各种集成处理芯片，在此不再一一赘述。

虽然本发明已以较佳实施例揭示如上，然其并非用以限定本发明，任何本领域 技术人员，在不脱离本发明的精神和范围内，当可作些许的修改和完善，因此本发 明的保护范围当以权利要求书所界定的为准。