流速編碼方法、磁共振成像方法和磁共振成像系統(tǒng)發(fā)明專(zhuān)利

流速編碼方法、磁共振成像方法和磁共振成像系統(tǒng)技術(shù)領(lǐng)域本申請(qǐng)涉及血流速度測(cè)量領(lǐng)域，特別是涉及一種流速編碼方法、裝置、設(shè)備和計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)，以及磁共振成像方法和磁共振成像系統(tǒng)。背景技術(shù)在現(xiàn)有的醫(yī)學(xué)超導(dǎo)磁共振成像系統(tǒng)上，通常會(huì)通過(guò)相位編碼序列進(jìn)行血液流速測(cè)量。在使用相位編碼序列進(jìn)行流速測(cè)量中的流速編碼是指運(yùn)動(dòng)質(zhì)子達(dá)到n相位位移時(shí)的速度，因此流速編碼只能測(cè)量出編碼到n到n范圍內(nèi)的流速。正確選擇流速編碼對(duì)于流速測(cè)量的準(zhǔn)確性至關(guān)重要。流速編碼不能夠小于實(shí)際峰值流速，否則會(huì)產(chǎn)生相位纏繞現(xiàn)象，低估了血液流速。如設(shè)定流速編碼為100cm/s時(shí)，所能測(cè)量的質(zhì)子流速在±100cm/s之間。對(duì)實(shí)際峰值流速超過(guò)±100cm/s的部分，則會(huì)被誤認(rèn)為反向血流。但若流速編碼設(shè)定過(guò)高，則敏感性降低，導(dǎo)致慢速血流信號(hào)難以與周?chē)M織區(qū)分，圖像信噪比降低。針對(duì)相關(guān)技術(shù)中在各個(gè)期相之間采用固定的流速編碼，為了防止相位纏繞，最大速度較大，相對(duì)中期而言的早期和后期流速較低，導(dǎo)致早期和后期的流速測(cè)量不敏感，從而流速測(cè)量誤差較大的問(wèn)題，目前尚未提出有效的解決方案。發(fā)明內(nèi)容在本申請(qǐng)實(shí)施例中提供了一種流速編碼方法、裝置、設(shè)備和計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)，以及磁共振成像方法和磁共振成像系統(tǒng)，以至少解決相關(guān)技術(shù)中采用固定的流速編碼導(dǎo)致的流速測(cè)量誤差大的問(wèn)題。第一方面，本申請(qǐng)實(shí)施例提供了一種測(cè)量血流速度的流速編碼方法，包括：從成像視野的外部獲取受試者的第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，以及從所述成像視野的內(nèi)部獲取所述受試者的第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)；根據(jù)所述第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和所述第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，確定磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)；根據(jù)所述磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)，確定所述受試者的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)；根據(jù)所述血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，確定各個(gè)掃描期相的流速編碼參數(shù)；根據(jù)對(duì)應(yīng)的流速編碼參數(shù)，對(duì)所述各個(gè)掃描期相進(jìn)行流速編碼。在其中一個(gè)實(shí)施例中，根據(jù)所述第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和所述第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，確定磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)包括：對(duì)所述第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和所述第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)作差，得到所述磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)。在其中一個(gè)實(shí)施例中，根據(jù)所述血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，確定各個(gè)掃描期相的流速編碼參數(shù)包括：根據(jù)所述血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，確定所述各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的血流速度范圍；根據(jù)所述各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的血流速度范圍，確定所述各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的流速編碼參數(shù)。在其中一個(gè)實(shí)施例中，在根據(jù)對(duì)應(yīng)的流速編碼參數(shù)，對(duì)所述各個(gè)掃描期相進(jìn)行流速編碼之后，所述方法還包括：獲取所述各個(gè)掃描期相的相位編碼序列；根據(jù)所述各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的流速編碼參數(shù)和相位編碼序列，確定所述血流速度。第二方面，本申請(qǐng)實(shí)施例提供了一種磁共振成像方法，包括：獲取受試者感興趣區(qū)域的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，所述感興趣區(qū)域包括血管；根據(jù)所述血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，確定所述感興趣區(qū)域至少兩個(gè)掃描期相的流速編碼參數(shù)；根據(jù)所述流速編碼參數(shù)，確定每個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)得掃描序列；在每個(gè)掃描期相內(nèi)，對(duì)所述感興趣區(qū)域施加與掃描期相對(duì)應(yīng)的掃描序列以獲取磁共振信號(hào)；重建所述磁共振信號(hào)以獲取目標(biāo)圖像，所述目標(biāo)圖像能夠反映血流速度的度量。在其中一個(gè)實(shí)施例中，獲取受試者感興趣區(qū)域的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)包括：從成像視野的外部獲取受試者的第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，以及從所述成像視野的內(nèi)部獲取所述受試者的第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)；根據(jù)所述第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和所述第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，確定磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)；根據(jù)所述磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)，確定所述受試者的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)。在其中一個(gè)實(shí)施例中，所述目標(biāo)圖像至少包括至少兩個(gè)掃描期相的圖像，且所述至少兩個(gè)掃描期相的圖像通過(guò)不同灰度值反映血流速度的度量。在其中一個(gè)實(shí)施例中，所述方法還包括：根據(jù)每個(gè)掃描期相內(nèi)血流速度的度量，獲得血流速度隨時(shí)間變化的分布曲線(xiàn)；根據(jù)所述分布曲線(xiàn)，獲取所述血管在至少一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)的平均血流速率；計(jì)算所述感興趣區(qū)域的血管截面積；以及根據(jù)所述平均血流速率、所述血管截面積確定瞬時(shí)血流量。第三方面，本申請(qǐng)實(shí)施例提供了一種磁共振成像系統(tǒng)，包括：具有成像視野的孔腔的磁共振掃描儀；以及被配置為在受試者位于磁共振掃描儀中時(shí)操作所述磁共振掃描儀，以通過(guò)從受試者感興趣區(qū)域中采集磁共振信號(hào)來(lái)執(zhí)行診斷掃描的處理器；其中，所述處理器，還被配置為獲取受試者感興趣區(qū)域的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，所述感興趣區(qū)域內(nèi)包括血管；所述處理器，還被配置為根據(jù)所述血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，確定所述感興趣區(qū)域至少兩個(gè)掃描期相的流速編碼參數(shù)；所述處理器，還被配置為根據(jù)所述流速編碼參數(shù)，確定每個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)得掃描序列；所述處理器，還被配置為在每個(gè)掃描期相內(nèi)，控制所述磁共振掃描儀對(duì)所述感興趣區(qū)域施加與掃描期相對(duì)應(yīng)的掃描序列以獲取磁共振信號(hào)；所述處理器被配置為重建所述磁共振信號(hào)以獲取目標(biāo)圖像，所述目標(biāo)圖像能夠反映血流速度的度量。在其中一個(gè)實(shí)施例中，所述磁共振成像系統(tǒng)還包括：ECG采集儀器，被配置為在受試者分別位于成像視野的外部、內(nèi)部時(shí)獲取第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)、第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，所述血流估計(jì)速度曲線(xiàn)通過(guò)所述第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)確定。通過(guò)本申請(qǐng)實(shí)施例提供的一種流速編碼方法、裝置、設(shè)備和計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)，以及磁共振成像方法和磁共振成像系統(tǒng)，采用從成像視野的外部獲取受試者的第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，以及從成像視野的內(nèi)部獲取受試者的第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)；根據(jù)第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，確定磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)；根據(jù)磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)，確定受試者的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)；根據(jù)血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，確定各個(gè)掃描期相的流速編碼參數(shù)；根據(jù)對(duì)應(yīng)的流速編碼參數(shù)，對(duì)各個(gè)掃描期相進(jìn)行流速編碼的方式，解決了采用固定的流速編碼導(dǎo)致的流速測(cè)量誤差大的問(wèn)題，減小了流速測(cè)量誤差。附圖說(shuō)明圖1是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的磁共振成像方法的流程圖；圖2是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的流速編碼方法的流程圖；圖3是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)的示意圖；圖4是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)的示意圖；圖5是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)的示意圖；圖6是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)與MRI血流估計(jì)速度曲線(xiàn)的對(duì)比關(guān)系的示意圖；圖7是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的最大流速的示意圖；圖8是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的第一掃描期相的磁共振圖像；圖9是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的第二掃描期相的磁共振圖像；圖10是根據(jù)本申請(qǐng)優(yōu)選實(shí)施例的流速測(cè)量方法的流程圖；圖11是根據(jù)本申請(qǐng)優(yōu)選實(shí)施例的測(cè)量血流速度的流速編碼裝置的結(jié)構(gòu)框圖；圖12是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的測(cè)量血流速度的流速編碼設(shè)備的硬件結(jié)構(gòu)示意圖；圖13是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的磁共振成像設(shè)備的硬件結(jié)構(gòu)示意圖。具體實(shí)施方式為了使本申請(qǐng)的目的、技術(shù)方案及優(yōu)點(diǎn)更加清楚明白，以下結(jié)合附圖及實(shí)施例，對(duì)本申請(qǐng)進(jìn)行進(jìn)一步詳細(xì)說(shuō)明。應(yīng)當(dāng)理解，此處描述的具體實(shí)施例僅僅用以解釋本申請(qǐng)，并不用于限定本申請(qǐng)?；诒旧暾?qǐng)中的實(shí)例，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員在沒(méi)有做出創(chuàng)造性勞動(dòng)前提下所獲得的所有其他實(shí)例，都屬于本申請(qǐng)保護(hù)的范圍。在本實(shí)施例中提供了一種磁共振成像方法，其能夠在掃描過(guò)程中動(dòng)態(tài)調(diào)整各個(gè)期相的流速編碼。圖1是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的磁共振成像方法的流程圖，如圖1所示，該流程包括如下步驟：步驟S101,獲取受試者感興趣區(qū)域的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，感興趣區(qū)域包括血管。步驟S102,根據(jù)血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，確定感興趣區(qū)域至少兩個(gè)掃描期相的流速編碼參數(shù)。步驟S103,根據(jù)流速編碼參數(shù)，確定每個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的掃描序列；在每個(gè)掃描期相內(nèi)，對(duì)感興趣區(qū)域施加與掃描期相對(duì)應(yīng)的掃描序列以獲取磁共振信號(hào)。步驟S104,重建磁共振信號(hào)以獲取目標(biāo)圖像，目標(biāo)圖像能夠反映血流速度的度量。在一些實(shí)施例中，目標(biāo)圖像是至少包括至少兩個(gè)掃描期相的圖像，且該至少兩個(gè)掃描期相的圖像通過(guò)不同灰度值反映血流速度的度量。例如，在一個(gè)掃描期相圖像中血管區(qū)域的灰度值大，表示該掃描期相的血流速度快；在一個(gè)掃描期相圖像中血管區(qū)域的灰度值小，表示該掃描期相的血流速度慢。在一些實(shí)施例中，步驟S101中獲取受試者感興趣區(qū)域的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)可以采用下列方式：從成像視野的外部獲取受試者的第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，以及從成像視野的內(nèi)部獲取受試者的第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)；根據(jù)第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，確定磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)；根據(jù)磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)，確定受試者的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)。在一些實(shí)施例中，根據(jù)血流速度的度量還可獲得如下信息：根據(jù)每個(gè)掃描期相內(nèi)血流速度的度量，獲得血流速度隨時(shí)間變化的分布曲線(xiàn)；根據(jù)分布曲線(xiàn)，獲取血管在至少一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)的平均血流速率；計(jì)算感興趣區(qū)域的血管截面積；以及根據(jù)平均血流速率、血管截面積確定瞬時(shí)血流量。示例性地，平均血流速率與血管截面積的乘積即為瞬時(shí)血流量。進(jìn)一步的，將某一心動(dòng)相位的瞬時(shí)流量乘上該心動(dòng)相位的持續(xù)時(shí)間，即可得到每搏流量。在本實(shí)施例中提供了一種測(cè)量血流速度的流速編碼方法。圖2是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的測(cè)量血流速度的流速編碼方法的流程圖，如圖2所示，該流程包括如下步驟：步驟S201,從成像視野的外部獲取受試者的第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，以及從成像視野的內(nèi)部獲取受試者的第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)。步驟S202,根據(jù)第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，確定磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)。步驟S203,根據(jù)磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)，確定受試者的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)。步驟S204,根據(jù)血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，確定各個(gè)掃描期相的流速編碼參數(shù)。步驟S205,根據(jù)對(duì)應(yīng)的流速編碼參數(shù)，對(duì)各個(gè)掃描期相進(jìn)行流速編碼。當(dāng)導(dǎo)電流體通過(guò)磁場(chǎng)時(shí)，在與磁力線(xiàn)和流體流動(dòng)方向正交的方向上會(huì)產(chǎn)生感應(yīng)電壓，這種現(xiàn)象被稱(chēng)為磁流體動(dòng)力學(xué)（MagnetoHydroDynamic，簡(jiǎn)稱(chēng)為MHD）效應(yīng)。MHD效應(yīng)產(chǎn)生的觀測(cè)電壓的大小由流體的流速、流體流過(guò)的管道直徑和磁場(chǎng)強(qiáng)度決定。血液也是導(dǎo)電流體，因此在磁共振系統(tǒng)的磁場(chǎng)中，血液也會(huì)受到磁場(chǎng)的作用而產(chǎn)生MHD效應(yīng)，即磁共振成像系統(tǒng)成像視野內(nèi)（磁體內(nèi)部）得到的心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和在磁共振成像系統(tǒng)成像視野外（磁體外部）得到的心電圖信號(hào)曲線(xiàn)具有電壓差。由于磁共振系統(tǒng)的磁場(chǎng)為定值、受試者的主動(dòng)脈弓的血管直徑也為定值，因此，受試者的血流速度與產(chǎn)生磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)觀測(cè)到的電壓差的大小呈正相關(guān)性，根據(jù)血液的磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)可以估測(cè)出血流速度。在步驟S201中，磁共振成像系統(tǒng)的超導(dǎo)磁體中心的區(qū)域磁場(chǎng)均勻性好，可作為磁共振成像的實(shí)際范圍，即成像視野，其實(shí)際為圖像區(qū)域在頻率編碼方向和相位編碼方向的實(shí)際尺寸。本實(shí)施例中可以采用心電圖（ECG）采集儀器在磁共振系統(tǒng)的成像視野的外部（即磁場(chǎng)外部）獲取受試者的第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)如圖3所示。采用ECG采集儀器在磁共振系統(tǒng)的成像視野的內(nèi)部即磁場(chǎng)內(nèi)部）獲取受試者的第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)受到了磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)的影響，第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)如圖4所示。在一些實(shí)施方式中，在采集第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)時(shí)，磁共振掃描儀的MR兼容ECG采集儀器采用一對(duì)水平放置在受試者胸部的電極。由于磁共振掃描儀的磁力線(xiàn)在磁體中垂直地穿過(guò)受試者，因此電極與磁力線(xiàn)正交。在這個(gè)方向上，通過(guò)主動(dòng)脈弓的血流方向與磁場(chǎng)線(xiàn)和電極對(duì)大致正交。ECG采集儀器的兩個(gè)電極位于左側(cè)胸骨邊界上的第四肋間空間，電極間距約為10cm。采集心電信號(hào)的采樣率優(yōu)選為100Hz。止匕外，還可以通過(guò)MRI的梯度回波序列獲取受試者的第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)。心電圖信號(hào)特征記錄在磁體外部的心電圖與磁體內(nèi)部的心電圖有很大的不同。在磁體外獲得的心電圖具有清晰的p波、qrs波和t波。然而，在磁體內(nèi)部獲得的心電圖在p波、s-t段和t波中都有偏轉(zhuǎn)。在步驟S202中，采用對(duì)第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)作差的方式計(jì)算磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)，計(jì)算磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)的過(guò)程也稱(chēng)為提取磁流體動(dòng)力學(xué)信號(hào)。圖5示出了磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)。圖6中示出了磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)（實(shí)線(xiàn)）與MRI血流估計(jì)速度曲線(xiàn)（虛線(xiàn)）的對(duì)比關(guān)系。由于MHD效應(yīng)產(chǎn)生的觀測(cè)電壓的大小由流體的流速V、流體流過(guò)的管道直徑d和磁場(chǎng)強(qiáng)度B決定，該感應(yīng)電壓U由以下方程式確定：U=|B|*|v|dsin0式中，0是磁力線(xiàn)和流動(dòng)方向之間的夾角，B和d均為定值，U通過(guò)步驟S202計(jì)算得出，因此在步驟S203中根據(jù)上述方程式就可以計(jì)算出血流速度v的大小。在一些實(shí)施例中，掃描序列中包括雙極梯度序列，當(dāng)雙極梯度場(chǎng)應(yīng)用于血流流動(dòng)方向時(shí)，相位位移與血流在速度編碼方向上的流動(dòng)速度成正比。自旋質(zhì)子速度與相位位移關(guān)系可表示如下：其中，e指相位位移的相位角，y是指磁旋比，t是指雙極性梯度場(chǎng)激勵(lì)的間隔時(shí)間，A是指梯度場(chǎng)的面積，口是指梯度場(chǎng)方向的流速。在步驟S203獲得受試者的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)后，可以根據(jù)血流估計(jì)速度曲線(xiàn)確定在各個(gè)掃描期相內(nèi)對(duì)應(yīng)的血流速度范圍，根據(jù)各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的血流速度范圍來(lái)確定各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的流速編碼參數(shù)，即確定在各個(gè)掃描期相內(nèi)的流速編碼的最大流速。如圖7所示的柱狀圖表示在各個(gè)掃描期相內(nèi)采用的流速編碼的相對(duì)大小。然后通過(guò)在各個(gè)掃描期相應(yīng)用這些流速編碼參數(shù)，獲取各個(gè)掃描期相的相位編碼序列，最后根據(jù)各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的流速編碼參數(shù)和相位編碼序列，確定各個(gè)掃描期相內(nèi)的血流速度。將各個(gè)掃描期相內(nèi)的血流速度按照時(shí)間順序拼接起來(lái)，就得到了整個(gè)測(cè)量過(guò)程中的血流速度，最終生成流速動(dòng)態(tài)圖像。在一個(gè)實(shí)施例中，考慮到血流速度對(duì)應(yīng)的像素信號(hào)強(qiáng)度代表了相位差或者相位位移，其信號(hào)強(qiáng)度可以融入到MR解剖圖像中。例如，可以將不同期相內(nèi)的血流用不同灰度值的的像素表示。在一實(shí)施例中，感興趣區(qū)域?yàn)樾呐K，且以主動(dòng)脈弓的血流檢測(cè)為例說(shuō)明。兩掃描期相內(nèi)所施加的掃描序列除了流速編碼參數(shù)不同，其他參數(shù)相同。如圖8是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的第一掃描期相的磁共振圖像，圖9是根據(jù)本申請(qǐng)實(shí)施例的第二掃描期相的磁共振圖像，每幅圖像中的方框區(qū)域?yàn)檠軈^(qū)域。在第一掃描期相中血管區(qū)域的灰度值小，表示該掃描期相的血流速度慢。在第二掃描期相中血管區(qū)域的灰度值高，表示該掃描期相的血流速度快。本申請(qǐng)實(shí)施例通過(guò)對(duì)于不同的掃描期相根據(jù)血流估計(jì)速度曲線(xiàn)使用不同的流速編碼參數(shù)，提高了梯度場(chǎng)流速敏感度，提高了圖像的信噪比，并且基于不同流速編碼得到的血流速度值更精確。通過(guò)上述的步驟，根據(jù)血液的磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)來(lái)估計(jì)血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，根據(jù)血流估計(jì)速度曲線(xiàn)來(lái)確定各個(gè)掃描期相的流速編碼參數(shù)，并采用確定的參數(shù)對(duì)各個(gè)掃描期相進(jìn)行流速編碼，實(shí)現(xiàn)了按照掃描期相及其對(duì)應(yīng)的血流速度進(jìn)行流速編碼。相對(duì)于相關(guān)技術(shù)中采用固定的流速編碼方式而言，采用上述步驟可以實(shí)現(xiàn)在血流速度較低的早期期相和后期期相采用流速較低的流速編碼，從而提高了對(duì)血流速度的敏感程度；在血流速度較高的中期期相采用流速較高的流速編碼，從而防止相位纏繞。由此可見(jiàn)，上述步驟解決了相關(guān)技術(shù)中采用固定的流速編碼導(dǎo)致的流速測(cè)量誤差大的問(wèn)題，減小了流速測(cè)量誤差?？蛇x地，在實(shí)際測(cè)量血流速度之前，通過(guò)采集受試者的血液的MHD效應(yīng)預(yù)估出各個(gè)掃描期相的血流速度，再動(dòng)態(tài)調(diào)整不同期相的流速編碼，無(wú)需額外采集參考序列來(lái)估計(jì)血流速度，因而縮短了測(cè)量時(shí)間。并且，上述方法還能根據(jù)每個(gè)人的具體情況動(dòng)態(tài)調(diào)整，適應(yīng)性強(qiáng)。下面通過(guò)優(yōu)選實(shí)施例對(duì)本申請(qǐng)實(shí)施例進(jìn)行描述和說(shuō)明。圖10是根據(jù)本申請(qǐng)優(yōu)選實(shí)施例的流速測(cè)量方法的流程圖，如圖10所示，該流程包括如下步驟：步驟S1001,取得成像視野外部第一心電圖信號(hào)；步驟S1002,取得成像視野內(nèi)部第二心電圖信號(hào)；步驟S1003，求差預(yù)估MHD效應(yīng)；步驟S1004,根據(jù)MHD效應(yīng)，預(yù)估主動(dòng)脈弓流速曲線(xiàn)（相當(dāng)于上述的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)）；步驟S1005,根據(jù)各個(gè)期相對(duì)應(yīng)的流速大小，動(dòng)態(tài)調(diào)整各個(gè)期相流速編碼；步驟S1006,重建流程中根據(jù)各個(gè)期相流速編碼，反求出流速；步驟S1007,生成流速動(dòng)態(tài)圖像。在一些實(shí)施例中，測(cè)量流速時(shí)，定位層面需要垂直于目標(biāo)靶血管，速度編碼方向需要與血流方向一致，雙極性梯度場(chǎng)的方向與血流方向的主軸一致。通過(guò)為各個(gè)期相設(shè)置與目標(biāo)靶血管相匹配的流速編碼(velocityencoding，Venc)，可避免相位混淆。通過(guò)流速編碼確定所能測(cè)量的流速的最大和最小范圍。在本實(shí)施例中還提供了一種流速編碼裝置，該裝置用于實(shí)現(xiàn)上述的流速編碼方法。如圖11所示，該流速編碼裝置包括：第一獲取模塊111，用于從成像視野的外部獲取受試者的第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)；第二獲取模塊112，用于從成像視野的內(nèi)部獲取受試者的第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)；第一確定模塊113，耦合至第一獲取模塊111和第二獲取模塊112，用于根據(jù)第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，確定磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)；第二確定模塊114，耦合至第一確定模塊113，用于根據(jù)磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)，確定受試者的血流估計(jì)速度曲線(xiàn)；第三確定模塊115，耦合至第二確定模塊114，用于根據(jù)血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，確定各個(gè)掃描期相的流速編碼參數(shù)；編碼模塊116，耦合至第三確定模塊115，用于根據(jù)對(duì)應(yīng)的流速編碼參數(shù)，對(duì)各個(gè)掃描期相進(jìn)行流速編碼。在其中一個(gè)實(shí)施例中，第一確定模塊113用于對(duì)第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)作差，得到磁流體動(dòng)力學(xué)效應(yīng)曲線(xiàn)。在其中一個(gè)實(shí)施例中，第三確定模塊115包括：第一確定單元，用于根據(jù)血流估計(jì)速度曲線(xiàn)，確定各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的血流速度范圍；第二確定單元，用于根據(jù)各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的血流速度范圍，確定各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的流速編碼參數(shù)。在其中一個(gè)實(shí)施例中，第二獲取模塊112還用于通過(guò)MRI的梯度回波序列獲取所述受試者的第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)。在其中一個(gè)實(shí)施例中，測(cè)量血流速度的流速編碼裝置還包括：第三獲取模塊，用于獲取各個(gè)掃描期相的相位編碼序列；第四確定模塊，用于根據(jù)各個(gè)掃描期相對(duì)應(yīng)的流速編碼參數(shù)和相位編碼序列，確定血流速度。另外，結(jié)合圖2描述的本申請(qǐng)實(shí)施例的流速編碼方法可以由流速編碼設(shè)備來(lái)實(shí)現(xiàn)。圖12示出了本申請(qǐng)實(shí)施例提供的流速編碼設(shè)備的硬件結(jié)構(gòu)示意圖。流速編碼設(shè)備可以包括處理器121以及存儲(chǔ)有計(jì)算機(jī)程序指令的存儲(chǔ)器122。具體地，上述處理器121可以包括中央處理器(CPU)，者特定集成電路(ApplicationSpecificIntegratedCirGuASIC)，或者可以被配置成實(shí)施本申請(qǐng)實(shí)施例的一個(gè)或多個(gè)集成電路。存儲(chǔ)器122可以包括用于數(shù)據(jù)或指令的大容量存儲(chǔ)器。舉例來(lái)說(shuō)而非限制，存儲(chǔ)器122可包括硬盤(pán)驅(qū)動(dòng)器(HardDiskDrive，HDD)、軟盤(pán)驅(qū)動(dòng)器、閃存、光盤(pán)、磁光盤(pán)、磁帶或通用串行總線(xiàn)(UniversalSerialBus，USB)驅(qū)動(dòng)器或者兩個(gè)或更多個(gè)以上這些的組合。在合適的情況下，存儲(chǔ)器122可包括可移除或不可移除(或固定)的介質(zhì)。在合適的情況下，存儲(chǔ)器122可在數(shù)據(jù)處理裝置的內(nèi)部或外部。在特定實(shí)施例中，存儲(chǔ)器122是非易失性固態(tài)存儲(chǔ)器。在特定實(shí)施例中，存儲(chǔ)器122包括只讀存儲(chǔ)器(ROM)。在合適的情況下，該ROM可以是掩模編程的ROM、可編程ROM(PROM)、可擦除PROM(EPROM)、電可擦除PROM(EEPROM)、電可改寫(xiě)ROM(EAROM)或閃存或者兩個(gè)或更多個(gè)以上這些的組合。處理器121通過(guò)讀取并執(zhí)行存儲(chǔ)器122中存儲(chǔ)的計(jì)算機(jī)程序指令，以實(shí)現(xiàn)上述實(shí)施例中的任意一種流速編碼方法。在一個(gè)示例中，流速編碼設(shè)備還可包括通信接口123和總線(xiàn)120。其中，如圖12所示，處理器121、存儲(chǔ)器122、通信接口123通過(guò)總線(xiàn)120連接并完成相互間的通信。通信接口123，主要用于實(shí)現(xiàn)本申請(qǐng)實(shí)施例中各模塊、裝置、單元和/或設(shè)備之間的通信?？偩€(xiàn)120包括硬件、軟件或兩者，將流速編碼設(shè)備的部件彼此耦接在一起。舉例來(lái)說(shuō)而非限制，總線(xiàn)可包括加速圖形端口(AGP)或其他圖形總線(xiàn)、增強(qiáng)工業(yè)標(biāo)準(zhǔn)架構(gòu)(EISA)總線(xiàn)、前端總線(xiàn)(FSB)、超傳輸(HT)互連、工業(yè)標(biāo)準(zhǔn)架構(gòu)(ISA)總線(xiàn)、無(wú)限帶寬互連、低引腳數(shù)(LPC)總線(xiàn)、存儲(chǔ)器總線(xiàn)、微信道架構(gòu)(MCA)總線(xiàn)、外圍組件互連(PCI)總線(xiàn)、PCI-Express(PCI-X)總線(xiàn)、串行高級(jí)技術(shù)附件(SATA)總線(xiàn)、視頻電子標(biāo)準(zhǔn)協(xié)會(huì)局部(VLB)總線(xiàn)或其他合適的總線(xiàn)或者兩個(gè)或更多個(gè)以上這些的組合。在合適的情況下，總線(xiàn)120可包括一個(gè)或多個(gè)總線(xiàn)。盡管本申請(qǐng)實(shí)施例描述和示出了特定的總線(xiàn)，但本申請(qǐng)考慮任何合適的總線(xiàn)或互連。該流速編碼設(shè)備可以基于獲取到的第一心電圖信號(hào)曲線(xiàn)和第二心電圖信號(hào)曲線(xiàn)，執(zhí)行本申請(qǐng)實(shí)施例中的流速編碼方法，從而實(shí)現(xiàn)結(jié)合圖2描述的流速編碼方法。另外，結(jié)合上述實(shí)施例中的流速編碼方法，本申請(qǐng)實(shí)施例可提供一種計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)來(lái)實(shí)現(xiàn)。該計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)上存儲(chǔ)有計(jì)算機(jī)程序指令；該計(jì)算機(jī)程序指令被處理器執(zhí)行時(shí)實(shí)現(xiàn)上述實(shí)施例中的任意一種流速編碼方法。本實(shí)施例還提供了一種磁共振系統(tǒng)，包括掃描儀和計(jì)算機(jī)，其中計(jì)算機(jī)包括存儲(chǔ)器1325、處理器1322及存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器1325上并可在處理器1322上運(yùn)行的計(jì)算機(jī)程序。該磁共振系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖如圖13所示。掃描儀具有成像視野的孔腔，其通常包括磁共振機(jī)架，機(jī)架內(nèi)有主磁體1301，主磁體1301可以是由超導(dǎo)線(xiàn)圈構(gòu)成，用來(lái)產(chǎn)生主磁場(chǎng)，在一些情況下也可以采用永磁體。主磁體1301可以用來(lái)產(chǎn)生0.2特斯拉、0.5特斯拉、1.0特斯拉、1.5特斯拉、3.0特斯拉或者更高的主磁場(chǎng)強(qiáng)度。在磁共振成像時(shí)，成像對(duì)象1350會(huì)由患者床1306進(jìn)行承載，隨著床板的移動(dòng)，將成像對(duì)象1350移入主磁場(chǎng)磁場(chǎng)分布較為均勻的區(qū)域1305內(nèi)。通常對(duì)于磁共振系統(tǒng)，如圖13所示，空間坐標(biāo)系(即設(shè)備的坐標(biāo)系)的z方向設(shè)置為與磁共振系統(tǒng)機(jī)架的軸向相同，通常將患者的身長(zhǎng)方向與z方向保持一致進(jìn)行成像，磁共振系統(tǒng)的水平平面設(shè)置為xz平面，x方向與z方向垂直，y方向與x和z方向均垂直。在磁共振成像，脈沖控制單元1311控制射頻脈沖產(chǎn)生單元1316產(chǎn)生射頻脈沖，射頻脈沖由放大器放大后，經(jīng)過(guò)開(kāi)關(guān)控制單元1317，最終由體線(xiàn)圈1303或者局部線(xiàn)圈1304發(fā)出，對(duì)成像對(duì)象1350進(jìn)行射頻激發(fā)。成像對(duì)象1350根據(jù)射頻激發(fā)，會(huì)由共振產(chǎn)生相應(yīng)的射頻信號(hào)。在接收成像對(duì)象1350根據(jù)激發(fā)產(chǎn)生的射頻信號(hào)時(shí)，可以是由體線(xiàn)圈1303或者局部線(xiàn)圈1304進(jìn)行接收，射頻接收鏈路可以有很多條，射頻信號(hào)發(fā)送到射頻接收單元1318后，進(jìn)一步發(fā)送到圖像重建單元1321進(jìn)行圖像重建，形成磁共振圖像。磁共振掃描儀還包括梯度線(xiàn)圈1302，梯度線(xiàn)圈可以用來(lái)在磁共振成像時(shí)對(duì)射頻信號(hào)進(jìn)行空間編碼。脈沖控制單元1311控制梯度信號(hào)產(chǎn)生單元1312產(chǎn)生梯度信號(hào)，梯度信號(hào)通常會(huì)分為三個(gè)相互正交方向的信號(hào)：X方向、y方向和z方向，不同方向的梯度信號(hào)經(jīng)過(guò)梯度放大器(1313、1314、1315)放大后，由梯度線(xiàn)圈1302發(fā)出，在區(qū)域1305內(nèi)產(chǎn)生梯度磁場(chǎng)。脈沖控制單元1311、圖像