具体实施方式

在考虑本发明的以下描述结合参考附图后，本发明的这些和其他特征，和相关结构元件的操作方法和功能，以及部件和制造成本的组合可以更加清楚明显。然而，应明确理解，附图仅用于说明和描述，并不旨在限制本发明的范围。可以理解，附图是不按比例绘制的。

本发明提供用于非侵入性生物医学成像的系统和方法。本发明公开的系统和方法主要针对MRI系统中的SMS进行描述。应当理解，这只是为了说明的目的。本发明的系统和方法可应用于任何其他类型的成像系统。在一些实施例中，成像系统可以包括单模态成像系统和/或多模态成像系统。单模态成像系统可以包括例如MRI系统。多模态成像系统可以包括，例如，X射线成像磁共振成像(也称为：X射线-MRI)系统、单光子发射计算机断层成像磁共振成像(简称为：SPECT-MRI)系统、数字减影血管造影磁共振成像(简称为：DSA-MRI)系统、计算机断层磁共振成像(简称为：MRI-CT)系统、正电子发射断层磁共振成像(简称为：PET-MRI)系统等。

本发明的一个方面涉及采用MR扫描仪对受试目标的多个片层位置同时成像的系统和方法。多个片层位置可以包括第一片层位置和至少一个第二片层位置。通常，可能需要执行额外的参考扫描从而获取用于片层分离的每个片层位置的参考数据。例如，可以重建片层位置的参考片层图像，并且可以确定不同接收器线圈的线圈灵敏度轮廓。每个单独的片层位置的片层图像可以与基于所述线圈灵敏度轮廓在SMS中获取的混叠图像区分。然而，额外的参考扫描可能会导致额外的扫描时间，并且不利于SMS。

为了避免额外的参考扫描，本发明的系统和方法可以采用自动校准的多波段成像技术。例如，在多个帧的每一帧期间，所述系统和方法可驱动所述MR扫描仪对每个片层位置应用多个相位编码(PE)步骤，从而获取一组回波信号。相位调制磁场梯度(也简称为相位调制梯度)可应用在每个帧的多个PE步骤的至少部分PE步骤的每一个步骤期间，从而在每个PE步骤中，所述至少一个第二片层位置和第一片层位置之间的每个相位差是不同的，其中所述PE步骤对应于K空间中相同位置处的PE线且应用于所述多个帧的一对帧中。

在不执行附加参考扫描的情况下，所述系统和方法可以基于在所述帧中获取的多组回波信号并通过应用相位调制梯度重建一个或多个片层图像，每个片层图像可以代表一个所述帧中的单个片层位置。例如，所述系统和方法可以基于对应的回波信号组重建每个帧中所述多个片层位置的混叠图像，并基于所述混叠图像(例如，通过执行所述混叠图像的线性组合)生成所述片层位置的参考片层图像。所述系统和方法可以基于所述混叠图像和所述参考片层图像进一步重建片层图像。通过此种方式，所述系统和方法可以省去额外的参考扫描，缩短扫描时间，和/或提高成像效率和/或扫描目标体验。

此外，在一些实施例中，相位调制可以通过单独由MR扫描器的Z线圈施加的相位调制梯度实现，或相位调制梯度结合相位调制射频激励脉冲来实现。针对多个帧中自动校准SMS的相位调制的传统方法有例如并行成像中的受控混叠导致更高加速(CAIPIRINHA)技术，该技术仅使用相位调制射频激励脉冲，可能会限制无回波序列的脉冲序列，而仅获取每个射频激励脉冲的一条PE线数据。而本发明提供的系统和方法不仅适用于衰减梯度回波(spGRE)序列，而且也适用于平衡的稳态自由进动(bSSFP)脉冲序列。本发明还可应用于具有回波列的序列，例如回波平面成像(EPI)脉冲序列和快速自旋回波(FSE)脉冲序列。

在一些实施例中，为了进一步加速MR扫描过程，本发明的系统和方法可以利用原子(英文为：ATOMICS)技术，该原子技术将自动校准的多波段成像技术与CS技术相结合。例如，所述系统和方法可以获取对应于多个帧的多组欠采样K空间数据。每组所述欠采样K空间数据可以通过采用MR扫描仪从所述多个帧的一帧中受试目标的多个片层位置同时获取得到。所述系统和方法可以基于所述多个帧的多组欠采样K空间数据重建多个参考片层图像。每个所述参考片层图像可以代表所述多个帧中多于一帧的其中一个片层位置。所述系统和方法可以基于所述多组欠采样K空间数据和所述多个参考片层图像进一步重建多个图像序列。每个所述图像序列可以对应于一个所述片层位置并且包括所述多个帧中对应片层位置的多个片层图像。

通过采用原子技术，可以基于所述多组欠采样K空间数据生成单波段参考片层图像，从而省去额外参考扫描。此外，借助于CS技术只需要收集一部分K空间数据，从而获得更高加速并提高成像效率。例如，用平面内扫描方法同时扫描扫描目标心脏的两个片层位置，如果采样系数为8(例如，每帧15行)则可以实现16倍的加速。可以在短时间(例如，短于阈值的时间，如12秒)内完成整个心脏影像，从而使扫描目标能够在扫描期间自由呼吸。

图1是根据本发明的一些实施例的示例性MRI系统100的示意图。如图1所示，所述MRI系统100可以包括MR扫描仪110(或称为MRI扫描仪)、处理设备120、存储设备130、一个或多个终端140和网络150。在一些实施例中，所述MR扫描仪110、所述处理设备120、所述存储设备130和/或所述终端140可以通过无线连接、有线连接或其组合彼此连接和/或通信。所述MRI系统100中的组件之间的连接是可变的。例如，所述MR扫描仪110可以通过所述网络150连接到所述处理设备120。在另一实施例中，所述MR扫描仪110可以直接连接到所述处理设备120。

所述MR扫描仪110可用于扫描受试目标(或所述受试目标的一部分)从而获取图像数据，例如与所述受试目标相关联的回波信号(或MR信号)。举例来说，所述MR扫描仪110可以通过对所述受试目标施加MR脉冲序列来检测多个回波信号。在一些实施例中，所述MR扫描仪110可以包括如图2所示的部件，例如主磁体、梯度线圈(或也称为空间编码线圈)、RF线圈等。在一些实施例中，根据主磁体的类型，所述MR扫描仪110可为永磁MR扫描仪、超导电磁铁MR扫描仪或电阻电磁铁MR扫描仪等。在一些实施例中，根据磁场强度，所述MR扫描仪110可为高场MR扫描仪、中场MR扫描仪和低场MR扫描仪等。

所述MR扫描仪扫描的所述受试目标可为生物性的或非生物性的。例如，所述受试目标可以包括扫描目标、人造物体等。在另一实施例中，所述受试目标可以包括扫描目标的特定部分、器官、组织和/或物理点。例如，所述受试目标可包括头部、大脑、颈部、身体、肩部、手臂、胸部、心脏、胃、血管、软组织、膝盖、脚或其他部位等，或其组合。

为了便于说明，在图1中提供了包括X轴、Y轴和Z轴的坐标系160。如图1所示，X轴和Z轴可以是水平的，Y轴可以是垂直的。从面对所述MR扫描仪110的方向看，沿X轴的正方向可以从所述MR扫描仪110的右侧到左侧；沿Y轴的正方向可以从所述MR扫描仪110的下部到上部；沿着Z轴的正方向可以是指所述受试目标从所述MR扫描仪110的扫描通道(或称为管道)中移出的方向。

在一些实施例中，所述MR扫描器110可被指示沿着片层选择方向选择所述受试目标的解剖片层，并扫描所述解剖片层以从该片层获取多个回波信号。在扫描期间，可以通过沿相位编码方向和频率编码方向的空间编码线圈(例如X轴线圈和Y轴线圈)来实现片层内的空间编码。也可以对所述回波信号进行采样，相应的采样数据可以存储至K空间矩阵中以用于图像重建。为了进一步说明，所述片层选择方向可以对应于所述坐标系160定义的Z方向和K空间中的Kz方向；所述相位编码方向可以对应于所述坐标系160定义的Y方向和K空间中的Ky方向；以及所述频率编码方向可以对应于所述坐标系160定义的X方向和K空间中的Kx方向。应当注意，所述片层选择方向、所述相位编码方向和所述频率编码方向可以根据实际需要进行修改，并且此修改不脱离本发明的范围。关于MR扫描器110的更多描述可参见在本发明的其它内容。例如，参见图2及其说明。

所述处理设备120可以处理从所述MR扫描仪110、所述存储设备130和/或所述终端140获取的数据和/或信息。例如，所述MR扫描仪110可以同时激励所述受试目标的多个片层位置，以从所述多个片层位置获取MR数据。所述处理设备120可以通过处理所述MR扫描仪110收集的MR数据，生成所述多个片层位置的混叠图像。可选地，所述处理设备120可以基于所述混叠图像重建多个片层图像，每个片层图像可以代表一个片层位置。在一些实施例中，所述处理设备120可以是单个服务器或服务器组。所述服务器组可以是集中式或分布式的。在一些实施例中，所述处理设备120可以是本地的或远程的。例如，所述处理设备120可以经由所述网络150访问所述MR扫描器110、所述存储设备130和/或所述终端140中的信息和/或数据。在另一实施例中，所述处理设备120可以直接连接到所述MR扫描器110、所述终端140和/或所述存储设备130以访问信息和/或数据。在一些实施例中，所述处理设备120可以在云平台上实现。例如，所述云平台可以包括私有云、公共云、混合云、社区云、分布式云、中间云、多云等，或者其组合。在一些实施例中，所述处理设备120可以通过包括图3所描述的一个或多个组件的计算设备300来实现。

所述存储设备130可以存储数据、指令和/或任何其他信息。在一些实施例中，所述存储设备130可以存储从所述MR扫描仪110、所述处理设备120和/或所述终端140获得的数据。在一些实施例中，所述存储设备130可以存储数据和/或指令，所述处理设备120可以执行或使用所述数据和/或指令，来执行本发明中描述的示例性方法。在一些实施例中，所述存储设备130可以包括大容量存储设备、可移动存储设备、易失性读写存储器、只读存储器(ROM)等或其组合。举例来说，大容量存储设备可以包括磁盘、光盘、固态驱动器等。举例来说，可移动存储设备可以包括闪存驱动器、软盘、光盘、存储卡、压缩磁盘、磁带等。举例来说，易失性读写存储器可以包括随机存取存储器(RAM)。举例来说，RAM可以包括动态RAM(DRAM)、双倍数据速率同步动态RAM(DDR SDRAM)、静态RAM(SRAM)、晶闸管RAM(T-RAM)、零电容RAM(Z-RAM)等。举例来说，ROM可以包括掩模ROM(MROM)、可编程ROM(PROM)、可擦除可编程ROM(EPROM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、光盘ROM(CD-ROM)、数字多功能磁盘ROM等。在一些实施例中，所述存储设备130可以在如本发明其他部分所述的云平台上实现。

在一些实施例中，所述存储设备130可以连接到所述网络150以与所述MRI系统100中的一个或多个其他组件(例如所述MR扫描仪110、所述处理设备120和/或所述终端140)通信。所述MRI系统100的一个或多个组件可以经由所述网络150访问所述存储设备130中存储的数据或指令。在一些实施例中，所述存储设备130可以是所述处理设备120或所述终端140的一部分。

所述终端140可以允许用户与所述MRI系统100之间的用户交互。例如，所述终端140可以从所述用户接收指令，所述指令指示所述MR扫描仪110扫描所述受试目标。在另一实施例中，所述终端140可以从所述处理设备120接收处理结果(例如，表示所述受试目标的片层位置的片层图像)，并将所述处理结果显示给用户。在一些实施例中，所述终端140可以与所述MR扫描仪110、所述处理设备120和/或所述存储设备130连接和/或通信。在一些实施例中，所述终端140可以包括移动设备140-1、平板电脑140-2、笔记本电脑140-3等或其组合。例如，所述移动设备140-1可以包括移动电话、个人数字助理(PDA)、游戏设备、导航设备、销售点(POS)设备、笔记本电脑、平板电脑、台式机电脑等或其组合。在一些实施例中，所述终端140可以包括输入设备、输出设备等。所述输入设备可以包括字母数字键和其他键，这些键可以通过键盘、触摸屏(例如，具备触觉或触觉反馈)、语音输入、眼睛跟踪输入、脑监控系统输入或任何其他类似的输入机制方式进行输入。通过所述输入设备接收的输入信息可以经由例如总线发送到所述处理设备120，以进行进一步处理。其他类型的输入设备可包括光标控制设备，例如鼠标、轨迹球或光标方向键等。所述输出设备可以包括显示器、扬声器、打印机等或其组合。在一些实施例中，所述终端140可以是所述处理设备120或所述MR扫描仪110的一部分。

所述网络150可以包括能够促进所述MRI系统100的信息和/或数据交换的任何合适网络。在一些实施例中，所述MRI系统100的一个或多个组件(例如所述MR扫描仪110、所述处理设备120、所述存储设备130、所述终端140等)可以经由所述网络150与所述MRI系统100的一个或多个其他组件通信信息和/或数据。例如，所述处理设备120可以经由所述网络150从所述MR扫描仪110获取图像数据(例如，回波信号)。在另一实施例中，所述处理设备120可以经由所述网络150从所述终端140获取用户指令。所述网络150可以包括公共网络(例如因特网)、专用网络(例如局域网(LAN)、广域网(WAN)等)、有线网络(例如以太网)、无线网络(例如802.11网络、Wi-Fi网络等)、蜂窝网络(例如长期演进(LTE)网络)，帧中继网络、虚拟专用网络(“VPN”)、卫星网络、电话网络、路由器、集线器、交换机、服务器计算机或其组合。例如，所述网络150可以包括有线电视网络、有线网络、光纤网络、电信网络、内联网、无线局域网(WLAN)、城域网(MAN)、公用电话交换网络(PSTN)、蓝牙TM网络、ZigBeeTM网络、近场通信(NFC)网络等，或其组合。在一些实施例中，所述网络150可以包括一个或多个网络接入点。例如，所述网络150可以包括有线和/或无线网络接入点，例如基站和/或因特网交换点，通过这些接入点，所述MRI系统100的一个或多个组件可以连接到所述网络150以交换数据和/或信息。

上述描述仅仅是为了解释说明本发明，并不限制本发明的范围。对本领域技术人员来说，许多替代、修改和变化方案都是显而易见的。此处描述的示例性实施例的特征、结构、方法和特性可以以各种方式组合，以获得附加和/或替代的示例性实施例。在一些实施例中，所述MRI系统100可以包括一个或多个附加组件和/或省略上述一个或多个组件。另外可选择地，所述MRI系统100的两个以上组件可以集成到单个组件中。例如，所述处理设备120可以集成到所述MR扫描仪110中。在另一实施例中，所述MRI系统100的组件也可被能够实现该组件的功能的另一组件替换。在一些实施例中，所述存储设备130可以是包括云计算平台的数据存储，例如公共云、私有云、社区和混合云等。然而，这些变化和修改不脱离本发明的范围。

图2是根据本发明的一些实施例的示例性MR扫描仪110的框图。图2描述了MR扫描仪110的一个或多个组件。如图2所示，主磁体201可以产生第一磁场(或称为主磁场)，所述第一主磁场可应用暴露在磁场中的受试目标。所述主磁体201可以包括电阻性电磁铁或超导电磁铁，两者都需要电源(未示出)支持操作。可选的，所述主磁体201可以包括永磁体。所述主磁体201可以包括通孔，用于容纳受试目标。所述主磁体201还可以控制生成的主磁场的均匀性。在所述主磁铁201中还可设置一些补偿线圈。所述补偿线圈可放置在所述主磁体201的间隙中以补偿所述主磁体201的磁场的不均匀性。所述补偿线圈可由补偿电源供电。

梯度线圈202可以位于所述主磁体201内。所述梯度线圈202可以产生第二磁场(或称为梯度场，包括梯度场Gx、Gy和Gz)。所述第二磁场可以叠加在由主磁体201产生的主磁场上，而扭曲所述主磁场，以使受试目标的质子的磁方向可以随其在梯度场中的位置而变化，从而将空间信息编码为所述受试目标的成像区域生成的回波信号。所述梯度线圈202可以包括X轴线圈(例如，用于生成对应于X方向的梯度场Gx)、Y轴线圈(例如，用于生成对应于Y方向的梯度场Gy)和/或Z轴线圈(例如，用于生成对应于Z方向的梯度场Gz)(图2中未示出)。在一些实施例中，Z轴线圈可以基于圆形(Maxwell)线圈设计，而X轴线圈和Y轴线圈可以基于鞍形(Golay)线圈涉及。这三组线圈可以产生三个不同的磁场，用于位置编码。所述梯度线圈202可以允许对回波信号进行空间编码，以用于图像重建。所述梯度线圈202可以与X轴梯度放大器204、Y轴梯度放大器205或Z轴梯度放大器206中的一个或多个连接。所述三个放大器中的一个或多个可以连接到波形发生器216。所述波形发生器216可以生成应用于X轴梯度放大器204、Y轴梯度放大器205或Z轴梯度放大器206的梯度波形。放大器可以放大波形。放大的波形可以应用于所述梯度线圈202中的线圈之一，以分别在X轴、Y轴、Z轴上产生磁场。所述梯度线圈202可设计用于闭孔MR扫描仪或开孔MR扫描仪。在一些情况下，梯度线圈202的所有三组线圈都可以通电，由此产生三个梯度场。在本发明的一些实施例中，所述X轴线圈和所述Y轴线圈可以通电，以在X方向和Y方向上产生梯度场。如本发明所使用的，图2中描述的X轴、Y轴、Z轴、X方向、Y方向和Z方向与图1中所描述的相同或相似。

在一些实施例中，射频(RF)线圈203可位于主磁铁201内，并用作射频发射、射频接收或两者皆备。所述射频线圈203可以与射频电子装置209连接，射频电子装置209可以用作一个或多个集成电路(ICs)，其作为波形发射器和/或波形接收器。所述射频电子装置209可以连接到射频功率放大器(RFPA)207和模数转换器(ADC)208。

当所述射频线圈203用作射频发射时，其可产生提供第三磁场的射频信号，所述第三磁场用于产生与所述受试目标的成像区域相关的回波信号。所述第三磁场可以垂直于所述主磁场。所述波形发生器216可以产生射频脉冲。所述射频脉冲可由所述RFPA 207放大，由所述射频电子装置209处理，所述射频电子装置209基于放大的RF脉冲产生的强大电流，射频线圈203响应并产生RF信号。

当所述射频线圈203用作射频接收时，其可负责检测回波信号。在激发后，所述受试目标产生的回波信号可由所述射频线圈203感测。然后，接收放大器可以接收来自射频线圈203的感测回波信号，放大所述感测回波信号，并将被放大的回波信号提供给所述模数转换器208。所述模数转换器208可以将所述回波信号从模拟信号转换为数字信号。最后，数字回波信号被发送至所述处理设备120以进行采样。

在一些实施例中，所述梯度线圈202和所述射频线圈203可以相对于所述受试目标周向定位。本领域技术人员可以理解，所述主磁体201、所述梯度线圈202和所述射频线圈203可以位于所述受试目标周围的各种布局结构中。

在一些实施例中，所述RFPA 207可以放大射频脉冲(例如，射频脉冲的功率、射频脉冲的电压)，得到被放大的射频脉冲，以用于驱动所述射频线圈203。所述RFPA 207可以包括基于晶体管的RFPA、基于真空管的RFPA等或其任何组合。所述基于晶体管的RFPA可以包括一个或多个晶体管。所述基于真空管的RFPA可以包括三极管、四极管、速调管等或其任何组合。在一些实施例中，所述RFPA207可以包括线性RFPA或非线性RFPA。在一些实施例中，所述RFPA 207可以包括一个或多个RFPA。

在一些实施例中，所述MR扫描仪110还可以包括受试目标定位系统(未示出)。所述受试目标定位系统可以包括受试目标支架和传输装置。可将所述受试目标放置在所述受试目标支架上，并由所述传输装置定位在所述主磁铁201的孔内。

MRI系统(例如，本发明中公开的MRI系统100)通常可用于获取扫描目标的特定感兴趣区域(ROI)的内部图像。MRI系统包括主磁体(例如，所述主磁体201)，用于提供强而均匀的主磁场，以使所述扫描目标体内氢原子的单个磁矩排列一致。在这一过程中，所述氢原子以其特定的拉莫尔频率围绕其磁极振荡。如果组织被施加一个附加磁场，这个附加磁场被调谐到所述拉莫尔频率，所述氢原子吸收额外的能量，从而氢原子的净排列力矩发生旋转。所述附加磁场可以由射频激励信号(例如，由所述射频线圈203产生的射频信号)提供。当所述附加磁场被移除时，所述氢原子的磁矩旋转回到与所述主磁场对准的位置，从而发出回波信号。所述回波信号被接收并处理而形成MR图像。T1弛豫可以是净磁化强度增长/恢复到与所述主磁场平行的初始最大值的过程。T1可以是纵向磁化再生长的时间常数(例如，沿着所述主磁场方向)。T2弛豫可以是磁化强度横向分量衰减或去相位的过程。T2可以是横向磁化衰减/去相位的时间常数。

若所述主磁场在所述扫描目标全身均匀分布，所述射频激励信号可非选择性地激发样本中的所有氢原子。因此，为了对所述扫描目标身体的特定部分进行成像，具有特定时间、频率和相位的x、y和z方向上的磁场梯度Gx、Gy和Gz(例如，由所述梯度线圈202生成)可以叠加在均匀磁场上，以使所述射频激励信号激励所述扫描目标身体的所需片层中的氢原子，并且根据“图像片层”中氢原子的位置将特定的相位和频率信息编码在所述回波信号中。

通常，通过一系列测量周期扫描待成像的所述扫描目标身体的部分，其中所述射频激励信号和所述磁场梯度Gx、Gy和Gz根据正在使用的MRI成像协议而变化。协议可以为一个或多个待成像的组织、疾病和/或临床方案而设计。协议可以包括在不同平面和/或具有不同参数的特定数量的脉冲序列。所述脉冲序列可以包括自旋回波序列、梯度回波序列、扩散序列、反转恢复序列等，或其任意组合。例如，所述自旋回波序列可以包括快速自旋回波(FSE)脉冲序列、涡轮自旋回波(TSE)脉冲序列、快速采集弛豫增强(RARE)脉冲序列、半傅立叶采集单次激发涡轮自旋回波(HASTE)脉冲序列、涡轮梯度自旋回波(TGSE)脉冲序列等，或其任意结合。在另一实施例中，所述梯度回波序列可以包括平衡稳态自由进动(bSSFP)脉冲序列、衰减梯度回波(GRE)脉冲序列、回波平面成像(EPI)脉冲序列、稳态自由进动(SSFP)脉冲序列等，或其任意组合。所述协议还可以包括关于图像对比度和/或比率、ROI、片层厚度、成像类型(例如，T1加权成像、T2加权成像、质子密度加权成像等)、T1、T2、回波类型(自旋回波、快速自旋回波(FSE)、快速恢复FSE、单次激发FSE、梯度回波、具有稳态进动的快速成像等)、翻转角度值、获取时间(TA)、回波时间(TE)、重复时间(TR)、回波链长度(ETL)、相位数、激励数(NEX)、反转时间、带宽(例如，射频接收带宽、射频发射带宽等)等信息，或其任意组合。对于每一次MRI扫描，产生的回波信号可以被数字化和处理，通过所使用的所述MRI成像协议重建图像。

图3是根据本发明的一些实施例的计算设备300的示例性硬件和/或软件组件的示意图。所述计算设备300可以用于实现如本发明所述的MRI系统100的任何组件。例如，所述处理设备120和/或所述终端140可以分别通过硬件、软件程序、固件或其组合在所述计算设备300上实现。虽然只显示了一个计算设备，但为了方便起见，与所述MRI系统100相关的计算功能可以在许多类似平台上以分布式方式实现，以分配处理负载。如图3所示，所述计算设备300可以包括处理器310、存储器320、输入/输出(I/O)330和通信端口340。

所述处理器310可以根据此处描述的技术来执行计算机指令(例如，程序代码)和执行所述处理设备120的功能。所述计算机指令可以包括例如执行所描述的特定功能的例程、程序、对象、组件、数据结构、过程、模块和功能。例如，所述处理器310可以处理从所述MR扫描仪110、所述存储设备130、所述终端140和/或所述MRI系统100的任何其他组件获得的图像数据。在一些实施例中，所述处理器310可以包括一个或多个硬件处理器，例如微控制器、微处理器、精简指令集计算机(RISC)、专用集成电路(ASICs)、专用指令集处理器(ASIP)、中央处理单元(CPU)、图形处理单元(GPU)、物理处理单元(PPU)、微控制器单元、数字信号处理器(DSP)、现场可编程门阵列(FPGA)、高级RISC机(ARM)、可编程逻辑器件(PLD)、能够执行一个或多个功能的任何电路或处理器等，或其任意组合。

仅为了说明，所述计算设备300中仅描述了一个处理器。然而，应当注意，本发明中的所述计算设备300还可以包括多个处理器。因此，如本发明所述，由一个处理器执行的操作和/或方法步骤也可以由多个处理器组合或单独执行。例如，如果在本发明中，所述计算设备300的处理器执行操作A和操作B，则可以理解为：操作A和操作B可以由所述计算设备300中的两个以上不同的处理器共同执行，也可以由其分别执行(例如，第一处理器执行操作A，第二处理器执行操作B；或者，第一和第二处理器共同执行操作A和操作B)。

所述存储装置320可以存储从所述MR扫描仪110、所述存储装置130、所述终端140、和/或所述MRI系统100的任何其他组件获得的数据/信息。在一些实施例中，所述存储装置320可以包括大容量存储设备、可移动存储设备、易失性读写存储器、只读存储器(ROM)等或其组合。在一些实施例中，所述存储器320可以存储一个或多个程序和/或指令，以执行本发明中描述的示例性方法。例如，所述存储器320可以存储用于所述处理设备120执行SMS成像的程序。

所述输入/输出(I/O)端口330可以输入和/或输出信号、数据、信息等。在一些实施例中，所述输入/输出(I/O)端口330可以允许用户与所述处理设备120交互。在一些实施例中，所述输入/输出(I/O)端口330可以包括输入设备和输出设备。所述输入设备可以包括字母数字键和其他键，这些键可以通过键盘、触摸屏(例如，具备触觉或触觉反馈)、语音输入、眼睛跟踪输入、脑监控系统输入或任何其他类似的输入机制方式进行输入。通过所述输入设备接收的输入信息可以经由例如总线发送到另一组件(例如，所述处理设备120)，以进行进一步处理。其他类型的所述输入设备可以包括光标控制设备，例如鼠标、轨迹球或光标方向键等。所述输出设备可以包括显示设备(例如液晶显示器(LCD)、基于发光二极管(LED)的显示器、平板显示器、曲面屏幕、电视设备、阴极射线管(CRT)、触摸屏屏幕)、扬声器、打印机等或其组合。

所述通信端口340可以与网络(例如所述网络150)连接，以便于数据通信。所述通信端口340可以在所述处理设备120与所述MR扫描仪110、所述存储设备130和/或所述终端140之间建立连接。所述连接可以是有线连接、无线连接，可以实现数据传输和/或接收的任何其他通信连接，和/或这些连接的任意组合。所述有线连接可以包括例如电缆、光缆、电话线等，或其任意组合。所述无线连接可以包括例如蓝牙^TM链接、Wi-Fi^TM链接、WiMax^TM链接、WLAN链接、ZigBee链接、移动网络链接(例如3G、4G、5G)等，或其组合。在一些实施例中，所述通信端口340可以包括标准化通信端口，例如RS232、RS485等。在一些实施例中，所述通信端口340可以是专门设计的通信端口，例如，所述通信端口340可以根据数字成像和医学通信(DICOM)协议来设计。

图4是根据本发明的一些实施例的移动设备400的示例性硬件和/或软件组件的示意图。在一些实施例中，所述MRI系统100的一个或多个组件(例如，所述终端140和/或所述处理设备120)可以在所述移动设备400上实现。

如图4所示，所述移动设备400可以包括通信平台410、显示器420、图形处理单元(GPU)430、中央处理单元(CPU)440、I/O 450、内存460和存储器490。在一些实施例中，所述移动设备400还可以包括但不限于系统总线或控制器(图中未示出)的任何其他合适组件。在一些实施例中，移动操作系统470(例如iOS^TM、Android^TM、Windows Phone^TM等)和一个或多个应用程序480可以从所述存储器490加载到所述内存460中，以便由所述CPU 440执行。所述应用程序480可以包括浏览器或任何其他合适的移动应用，用于接收和呈现与所述MRI系统100相关的信息。信息流的用户交互可以通过所述I/O 450来实现，并且经由所述网络150提供给所述处理设备120和/或所述MRI系统100的其他组件。

为了实现本发明中描述的各种模块、单元及其功能，可以将计算机硬件平台用作此处描述的一个或多个元件的硬件平台。具有用户界面元素的计算机可用于实现个人计算机(PC)或其他类型的工作站或终端设备，经过适当编程，计算机也可充当服务器。

图5是根据本发明的一些实施例的示例性处理设备120的框图。如图5所示，所述处理设备120可以包括控制模块501、混叠图像重建模块502、参考图像生成模块503、片层图像重建模块504和采集模块505。

所述控制模块501可以用于控制所述MRI系统100的一个或多个组件。例如，在多个帧的每一帧期间，所述控制模块501可以用于驱动MR扫描仪，将多个PE步骤应用于受试目标(例如，扫描目标)的每个片层位置，从而获取一组回波信号。如本发明所使用的，受试目标的片层位置可指所述受试目标的横切面，所述横切面平行于由所述坐标系160定义的X-Y平面。帧可以指具有任何持续时间的时间段。PE步骤可指用于沿相位编码方向进行空间编码的单个采集步骤。在一些实施例中，在每个帧的至少一些PE步骤中的每一个PE步骤中，可以通过例如MR扫描仪的Z线圈沿片层编码方向应用相位调制梯度。关于所述回波信号的采集的更多描述可以在本发明的其他内容找到，例如，参见图6中的操作601及其相关描述。

所述混叠图像重建模块502可以用于基于在帧中获取的一组回波信号来重建代表所述受试目标在帧中的片层位置的混叠图像。例如，所述混叠图像重建模块502可以对帧中采集的回波信号进行采样，并将采样数据存储到K空间矩阵中。所述混叠图像重建模块502可以通过执行傅立叶变换将所述K空间矩阵进一步重建为所述帧的混叠图像。关于混叠图像的重建的更多描述可以在本发明的其他内容找到，例如，参见图6中的操作602及其相关描述。

所述参考图像生成模块503可以用于基于多个混叠图像生成多个参考片层图像。参考片层图像是指代表多个帧中多于一帧的其中一个片层位置的图像。在一些实施例中，可以通过对所述帧的至少两个混叠图像执行组合(例如，线性组合)来生成参考片层图像。关于参考片层图像的生成的更多描述可以在本发明的其他内容找到，例如，参见图6中的操作603及其相关描述。

所述片层图像重建模块504可以用于基于所述混叠图像和所述参考片层图像重建至少一个片层图像。所述至少一个片层图像中的每一个片层图像均代表所述多个帧的一帧中的一个片层位置。在一些实施例中，可以根据并行成像重建算法并基于所述混叠图像和所述参考片层图像来重建所述至少一个片层图像。关于片层图像的重建的更多描述可以在本发明的其他内容找到，例如，参见图6中的操作604及其相关描述。

所述采集模块505可以用于获取与所述MRI系统100相关的信息。例如，所述采集模块505可以获取对应于多个帧的多组欠采样K空间数据。每组所述欠采样K空间数据是通过采用MR扫描仪从所述多个帧的一帧中受试目标的多个片层位置同时获取得到。根据采样模式，例如伪随机采样模式，可以通过采用MR扫描仪在帧中收集与所述帧对应的一组欠采样K空间数据。关于获得欠采样K空间数据的更多描述可在本发明的其他内容找到，例如，参见图14中的操作1401及其相关描述。

在一些实施例中，所述参考图像生成模块503还可以用于基于所述多个帧的多组欠采样K空间数据来重建多个参考片层图像。所述多个参考片层图像中的每一个可以代表所述多个帧中多于一帧的其中一个片层位置。例如，所述参考图像生成模块503可以基于欠采样K空间数据生成多组参考K空间数据，并且基于所述参考K空间数据重建多个混叠图像。所述参考图像生成模块503可以基于所述混叠图像进一步重建所述参考片层图像。关于参考片层图像的生成的更多描述可以在本发明的其他内容找到，例如，参见图15及其相关说明。

片层图像重建模块504还可以用于基于所述多组欠采样K空间数据和所述多个参考片层图像来重建多个图像序列。每个所述图像序列可以对应于一个片层位置并且包括所述多个帧中对应片层位置的多个片层图像。例如，所述片层图像重建模块504可以基于所述多个参考片层图像估计多个重建参数，并且通过优化损失函数来重建所述多个图像序列，其中所述损失函数可以包括所述多个重建参数中的至少一部分重建参数和所述多组欠采样K空间数据的至少一部欠采样K空间数据分。关于所述图像序列的重建的更多描述可以在本发明的其他内容找到，例如，参见图14中的操作1403及其相关描述。

应当注意，上述描述仅为说明目的而提供，并非旨在限制本发明的范围。对于本领域技术人员来说，可以在本发明的教导下进行多种变化和修改。然而，这些变化和修改并不脱离本发明的范围。例如，所述处理设备120可以包括一个或多个附加模块，例如用于存储数据的存储模块(未示出)。在另一实施例中，可以省略所述处理设备120的一个或多个模块。另外或可选地，所述处理设备120的两个或多个模块，例如所述混叠图像重建模块502和所述参考图像生成模块503，可以集成到单个组件中。所述处理设备120的模块可以被划分为两个或多个单元。

图6是根据本发明的一些实施例的同时多片层MRI的示例性流程的流程图。在一些实施例中，流程600可由所述MRI系统100执行。例如，流程600可以以指令集(例如，应用程序)的形式存储在所述MRI系统100的存储设备(例如，所述存储设备130、所述存储器320和/或所述存储器490)。在一些实施例中，所述处理设备120(例如，所述计算设备300的所述处理器310、所述移动设备400的所述CPU 440和/或图5所示的一个或多个模块)可以执行指令集，并且相应地可以被指示执行处理流程600。

在一些实施例中，通过MR扫描仪执行处理流程600，以对受试目标(例如，扫描目标、扫描目标的特定器官、人造物体)的多个片层位置进行同时成像。如本发明所使用的，所述受试目标的片层位置可指所述受试目标的横切面，所述横切面平行于由所述坐标系160定义的X-Y平面。成像片层位置的计数可以等于任何正数，例如2、3、4、5等。所述成像片层位置可以位于所述受试目标的任何位置。用于同时成像的MR扫描仪可以包括一个或多个与MR扫描仪110类似的组件，如图1和图2所示。例如，所述MR扫描仪可以包括主磁铁、三组梯度线圈、射频线圈或其任意组合。所述三组梯度线圈可以用于分别在所述坐标系160定义的X方向、Y方向和Z方向上产生磁场Gx、Gy和Gz。为了说明的目的，所述多个片层位置中的一个可以被视为第一片层位置，而另一个片层位置可以被视为至少一个第二片层位置。所述第一个片层位置可以是从片层位置中选择的任何片层位置。在一些实施例中，所述第一片层位置可通过所述MR扫描仪的等心点。

在步骤601中，在多个帧的每一帧期间，所述处理设备120(例如，所述控制模块501，所述处理器310的处理电路)可以驱动所述MR扫描仪以将多个PE步骤应用于所述受试目标的每个片层位置，从而获取一组回波信号。

如本发明所使用的，帧可以指具有任何持续时间的时间段。所述多个帧可以是连续的或不连续的帧。不同的帧可以具有相同的持续时间或不同的持续时间。PE步骤可指用于沿相位编码方向进行空间编码的单个采集步骤。帧中的每个PE步骤可以从激发的片层位置获取回波信号，其中所获取的回波信号可以作为PE线存储在与所述帧所对应的K空间矩阵的单行中。与所述帧所对应的K空间矩阵可以是二维矩阵，其具有沿所述频率编码方向的Kx轴和沿所述相位编码方向的Ky轴。与所述帧所对应的K空间矩阵可用于重建与所述帧所对应的混叠图像，所述混叠图像在操作602中详细描述。

在一些实施例中，对应于特定帧的K空间矩阵的矩阵大小可以与待重建的所述帧的混叠图像的分辨率相关联。例如，重建分辨率为256×128的混叠图像，需要生成256×128的K空间矩阵。也就是说，需要在特定帧中应用256个PE步骤来填充K空间矩阵的256条PE线。所述特定帧的持续时间可以基于PE步骤的计数(或数目)和每个PE步骤的单位持续时间来确定。在一些实施例中，对应于所述多个帧的K空间矩阵可以具有相同的矩阵大小。位于不同帧的K空间矩阵中的同一行的PE线可以被视为位于K空间中的同一位置。对应于位于K空间中相同位置的PE线的PE步骤与应用于不同帧的PE步骤可以被视为彼此对应。

在一些实施例中，在一帧中，可以通过应用特定脉冲序列来执行多个PE步骤。例如，可以应用没有回波序列的第一脉冲序列。所述第一脉冲序列可以包括多个射频激励脉冲，并且在每个射频激励脉冲之后只能获取一个回波信号(即，对应于单个PE线的数据)。举例来说，没有回波序列的第一脉冲序列可以包括bSSFP和衰减梯度回波脉冲序列等。在一些实施例中，所述第一脉冲序列中的每个射频激励脉冲可以是多频带射频脉冲，其可以与片层选择梯度同时应用，以同时激励待成像的多个片层位置。

在另一实施例中，可以在帧中应用具有回波序列的第二脉冲序列来执行相应的PE步骤。所述第二脉冲序列可以在每一个射频激励脉冲之后获取多个回波信号(即，对应于多条PE线的数据)。举例来说，具有回波序列的第二脉冲序列可以包括EPI脉冲序列、FSE脉冲序列等。在一些实施例中，不同的脉冲序列可以适用于扫描不同的对象。例如，EPI脉冲序列可应用于扫描扫描目标的大脑。

在步骤602中，对于每一帧，所述处理设备120(例如，所述混叠图像重建模块502，所述处理器310的处理电路)可以基于对应的回波信号组重建代表所述帧中的多个片层位置的混叠图像。

在一些实施例中，对于每个帧，所述处理设备120可以对帧中获取的回波信号组进行采样，并将采样数据存储到与所述帧对应的K空间矩阵中。所述处理设备120可以通过执行傅立叶变换将与帧对应的K空间矩阵进一步重建为所述帧的混叠图像。重建的混叠图像可以包括混叠伪影，即混叠像素。为了减少所述混叠图像中的混叠伪影并促进基于混叠图像的片层分离，在每个重建的混叠图像中，对应于所述受试目标的不同片层位置的重构混叠图像的各部分相互之间需要具有预设视场角(英文简称为FOV)偏移。例如，对于分辨率为128×128的两个片层位置的混叠图像，与所述混叠图像中的两个片层位置所对应的部分相互之间需要具有半视场偏移，例如，沿着所述相位编码方向的64像素偏移。在另一实施例中，对于分辨率为128×300的三个片层位置的混叠图像，与所述混叠图像中的每两个相邻片层位置所对应的部分相互之间具有三分之一FOV偏移，例如，沿所述相位编码方向的100像素偏移。在一些实施例中，预设FOV偏移可以是所述MRI系统100的默认设置，或者由所述MRI系统100的用户经由例如终端(例如所述终端140)手动设置。可选的，可由所述处理设备120基于例如待成像的片层位置的计数、不同片层位置之间的距离、用于回波信号检测的射频线圈(例如射频线圈203)的灵敏度等或其任意组合来确定预设FOV偏移。

为了在帧的混叠图像中实现预设FOV偏移，所述MR扫描仪的梯度线圈(例如，Z轴线圈)可以沿着帧中的片层编码方向(例如，所述坐标系160的Z方向)应用多个相位调制梯度。例如，在所述帧中的每个PE步骤(或其一部分)中，所述MR扫描仪的Z轴线圈可以在激发片层位置之后和读出相应回波信号之前沿着所述片层编码方向应用相位调制梯度。由于在PE步骤中应用相位调制梯度，当获得相应的回波信号时，每个片层位置可以具有特定的相位。

在一些实施例中，可以设计应用于帧中的相位调制梯度，以避免对所述片层位置的附加参考扫描。例如，对于所述多个帧的一对帧中应用的PE步骤，一个第二片层位置和所述第一片层位置之间的相位差是不同的，其中该对帧可以是所述多个帧中的两个连续帧或不连续帧。仅作为示例，如图7所示，相位调制梯度可以应用在帧1和帧2的每个第一PE步骤中，以使片层位置S1和S2之间的相位差从帧1中的-90度变化到帧2中的90度。在另一实施例中，如图11所示，相位调制梯度可以应用在帧3中的第一PE步骤中，以使在帧3中片层位置S3和S4之间的相位差从帧3中的-120度变化到帧4中的0度，并且在帧3中片层位置S3和S5之间的相位差从-240度变化到在帧4中的0度。

在一些实施例中，在至少一个帧的至少一个PE步骤中，在读出相应的回波信号之后，可以沿所述片编码方向应用补偿磁场梯度。所述补偿磁场梯度的大小可以与应用在至少一个PE步骤中的相位调制梯度相同，梯度方向相反。这可以消除或减小在至少一个PE步骤中应用的相位调制梯度对下一PE步骤中的回波信号采集的影响。在一些实施例中，在应用相位调制梯度的每个PE步骤中，可在读出相应回波信号之后应用补偿磁场梯度。例如，在应用bSSFP脉冲序列的帧中，可以在所述帧中的每个PE步骤中应用补偿磁场梯度。可选的，也可以在没有补偿磁场梯度的情况下执行帧中的PE步骤，例如，在帧中应用衰减梯度回波脉冲序列。

在一些实施例中，相位调制射频激励脉冲可应用于至少一帧的至少一个PE步骤中，以激励多个片层位置，所述至少一个PE步骤中的相位调制可以通过所述相位调制射频激励脉冲和所述至少一个PE步骤中应用的相位调制梯度的组合来实现，例如，为了在PE步骤中实现一个第二片层位置和所述第一片层位置之间的180度相位差，所述相位调制射频激励脉冲可以实现90度相位差，而所述相位调制梯度可以实现剩余90度相位差。关于应用在帧中的脉冲序列的配置的更多描述可以在本发明的其他内容找到，例如，参见图7-14及其相关说明。

在步骤603中，所述处理设备120(例如，所述参考图像生成模块503，所述处理器310的处理电路)可以基于所述多个混叠图像生成多个参考片层图像。

如本发明所用的，参考片层图像是指代表所述多个帧中多于一帧的其中一个片层位置的图像。所述参考片层图像的时间分辨率可低于步骤602中重建的所述混叠图像和步骤604中重建的所述片层图像。例如，所述混叠图像可以对应于单个帧，而所述参考片层图像可以基于多个混叠图像生成，从而具有较低的时间分辨率。

在一些实施例中，可以通过对步骤602中重建的至少两个所述混叠图像进行组合(例如，线性组合)来生成参考片层图像。例如，可以在步骤602中重建与四个帧(包括第一帧、第二帧、第三帧和第四帧)所对应的四个混叠图像(包括第一混叠图像、第二混叠图像、第三混叠图像和第四混叠图像)。通过对所述四个混叠图像中的至少两个进行组合，可以生成特定片层位置的参考片层图像。仅作为示例，可以通过添加所述第一混叠图像、第二混叠图像或从所述第二混叠图像减去所述第一混叠图像来生成所述第一片层位置的参考片层图像R1。所述参考片层图像R1可以对应于所述第一帧和所述第二帧，并且具有比原始四个混叠图像更低的时间分辨率。在另一实施例中，所述第一片层位置的参考片层图像R2可以是所述第一混叠图像、第二混叠图像和第三混叠图像的加权之和。所述参考片层图像R2可对应于第一帧、第二帧和第三帧，并且具有比原始四个混叠图像更低的时间分辨率。在一些实施例中，所述参考片层图像R1和R2的平均值可被确定为所述第一片层位置的最终参考片层图像。

在步骤604中，所述处理设备120(例如，所述片层图像重建模块504、所述处理器310的处理电路)可以基于所述混叠图像和所述参考片层图像重建至少一个片层图像。所述每个片层图像可以代表一帧的一个片层位置，所述至少一个片层图像可以具有与所述步骤602中所述混叠图像相同的时间分辨率。如本发明所用的，“基于所述混叠图像和所述参考片层图像”可认为是“基于至少一部分所述混叠图像和至少一部分所述参考片层图像”。

可以根据并行成像重建算法执行基于所述混叠图像和所述参考片层图像重建至少一个片层图像，例如，广义片层自动校准部分并行采集(GRAPPA)算法、空间谐波的同步采集(SMASH)算法、灵敏度编码(SENSE)算法等。在一些实施例中，对于每帧中的每个片层位置，可以在步骤604中重建相应的片层图像。仅作为示例，若有两个片层位置和两个帧，则可以重建四个片层图像。可选的，在步骤604中只重建所述四个片层图像的一部分。仅作为示例，在步骤604中，可以根据GRAPPA算法执行基于帧的混叠图像和所述第一片层位置的参考片层图像重建所述帧的所述第一片层位置的一个片层图像。

在一些实施例中，所述受试目标可以在所述多个帧期间经历生理运动。例如，所述受试目标可以包括扫描目标的经历心脏运动的心脏。可以对所述扫描目标心脏中的多个片层位置进行成像，以生成多个心脏周期中每个片层位置的一系列片层图像。对于所述扫描目标心脏中的片层位置，相应的片层图像可以动态地说明片层位置在不同心脏阶段沿时间维度的心脏运动。在一些实施例中，在所述多个帧期间，所述受试目标可以经历很少或没有生理运动。例如，所述受试目标可以包括扫描目标的大脑。可以对扫描目标大脑中的多个片层位置进行成像，以生成每个片层位置的一系列片层图像。对于所述扫描目标大脑中的片层位置，相应的片层图像可以动态地说明大脑中活动区域中的变化(例如，血流量的变化)。

应当注意，关于流程600的上述描述仅仅是出于说明的目的，并非旨在限制本发明的范围。对于本领域技术人员而言，可以在本发明的教导下进行多种变化和修改。然而，那些变化和修改不脱离本发明的范围。在一些实施例中，流程600可以利用一个或多个未描述的附加步骤和/或不具有上述讨论的一个或多个步骤来完成。例如，流程600可以包括将片层图像发送至用于显示的终端设备(例如，医生的终端设备140)的附加步骤。在一些实施例中，流程600的两个或多个步骤可以被集成到一个步骤中，和/或流程600的一个步骤可以被划分为两个步骤。仅作为示例，步骤602到604可以集成到一个步骤中，其中所述处理设备120可以基于在步骤601中获取的多组回波信号重建片层图像。在一些实施例中，可以在步骤603中再次生成特定片层位置的一个参考片层图像，以在步骤604中重建所述特定片层位置的片层图像。

图7是根据本发明的一些实施例的示例性bSSFP脉冲序列700的示意图。MR扫描仪(例如所述MR扫描仪110)可应用所述bSSFP脉冲序列700以对受试目标的片层位置S1和片层位置S2同时成像。如图7所示，所述bSSFP脉冲序列700可通过不同的调制策略应用于帧1和帧2。在所述帧1和帧2的每一帧期间，可将多个PE步骤(如图7所示，PE1、PE2、PE3和PE4)应用于片层位置S1和片层位置S2，以获得对应的回波信号组。

出于说明的目的，下面作为示例描述帧1中的所述bSSFP脉冲序列700的应用。在帧1的每个PE步骤中，射频激励脉冲(例如，多频带射频脉冲)可与片层选择梯度同时使用，以同时激励片层位置S1和片层位置S2，并且可从所述片层位置S1和S2获取回波信号。在帧1的每个PE步骤中获取的所述回波信号可以作为PE线存储在与帧1所对应的K空间矩阵中。通过对与帧1对应的K空间矩阵执行傅里叶变换，可以重建与帧1对应的所述片层位置S1和S2的混叠图像A1。

在一些实施例中，在帧1中的每个PE步骤中，所述MR扫描仪的Z轴线圈可以在激发所述片层位置S1和片层位置S2之后并且在读取相应的回波信号之前应用相位调制梯度，以便在所述混叠图像A1中与所述片层位置S1和片层位置S2所对应的部分之间施加预设的FOV/2偏移。例如，所述片层位置S1可以位于所述MR扫描器的等心点处，并且在帧1中的不同PE步骤中所述片层位置S1的相位可以始终等于0度。由于在帧1的PE步骤中应用相位调制梯度，所述片层位置S2的相位可以沿着所述相位编码方向在-90度和90度之间交替，所述片层位置S1和片层位置S2之间的相位差可以沿着所述相位编码方向在90度和-90度之间交替。在一些实施例中，在PE步骤中应用的相位调制梯度的强度可以根据预设的FOV偏移、所述片层位置S1和片层位置S2之间的距离、所述受试目标的回旋磁比、所述相位调制梯度的幅度、所述相位调制梯度的持续时间等或其任意组合来确定。例如，所述相位调制梯度的梯度Mz可以等于φ/γd，其中φ是指为所述相位调制梯度引入的所述片层位置S1和片层位置S2之间的相位差，γ是指为磁旋比，d是指为所述片层位置S1和片层位置S2之间的距离。

理想状态下，在帧1的PE步骤中，在读出相应的回波信号之后以及在所述片层位置S1和片层位置S2的下一次激励之前，所述片层位置S1和片层位置S2的相位调制可以调整为0，以便在下一个PE步骤中消除或减小所述相位调制梯度对回波信号采集的影响。为此，在一些实施例中，在读出相应的回波信号之后，可以在帧1的PE步骤中沿所述片层编码方向应用补偿磁场梯度(或称为预散相梯度)，以保持总梯度平衡，即没有净零阶磁矩。在所述PE步骤中应用的补偿磁场梯度可以与在所述PE步骤中应用的相位调制梯度(或被称为回聚梯度)具有相同的大小，相反的梯度方向。例如，在帧1中的特定PE步骤中，在应用相位调制梯度之后，所述片层位置S2的相位等于-90度。在读出相应的回波信号之后和施加下一个射频激励脉冲之前，可应用补偿磁场梯度将所述片层位置S2的相位改变90度，以达到0度。

帧2中的所述bSSFP脉冲序列700的应用类似于帧1中的所述bSSFP脉冲序列700的应用，仅在帧2的每个PE步骤中应用的相位调制梯度可以不同，以使对于帧1和帧2中的相应PE步骤，所述片层位置S1和片层位置S2之间的相位差不同。仅作为示例，如图7所示，帧2中的所述片层位置S2的相位沿所述相位编码方向在90度到-90度之间交替，并且帧2中的所述片层位置S1和片层位置S2之间的相位差可在所述相位编码方向的-90度到90度之间交替。对于对应于K空间中相同位置处的PE线并且应用于帧1和帧2的PE步骤，所述片层位置S1和S2之间的相位差可以改变180度。以在帧1和帧2中应用的第一PE步骤为例，所述片层位置S1和片层位置S2之间的相位差从帧1中的-90度变化到帧2中的90度。

在一些实施例中，所述处理设备120可以通过执行例如步骤602，基于在帧1中获得的回波信号重建与帧1所对应的所述片层位置S1和片层位置S2的混叠图像A1，以及基于在帧2中获得的回波信号重建与帧2所对应的片层位置S1和片层位置S2的混叠图像A2。由于帧1和帧2中的相位调制，所述混叠图像A1可被视为片层位置S1和片层位置S2的总和，所述混叠图像A2可被视为所述片层位置S1和片层位置S2之间的差。所述混叠图像A1和A2可分别由等式(1)和等式(2)表示，如下所示：

A1＝S1+S1(1)

A2＝S1-S2 (2)

代表帧1和帧2中的所述片层位置S1的参考片层图像F1和代表帧1和帧2中的所述片层位置S2的参考片层图像F2可以分别根据等式(3)和(4)通过线性组合混叠图像A1和混叠图像A2来确定，如下所示：

所述参考片层图像F1和参考片层图像F2的时间分辨率可以低于所述混叠图像A1和A2。所述处理设备120可以基于所述混叠图像A1和混叠图像A2以及所述参考片层图像F1和参考片层图像F2，进一步重建所述片层位置S1和片层位置S2的一个或多个片层图像。例如，基于所述混叠图像A1、所述参考片层图像F1和所述参考片层图像F2，所述处理设备120可以使用并行成像重建算法重建帧1中每个片层位置S1和片层位置S2的片层图像。类似地，基于所述混叠图像A2、所述参考片层图像F1和所述参考片层图像F2，所述处理设备120可以重建帧2中每个片层位置S1和片层位置S2的片层图像。

在一些实施例中，图7所示的所述bSSFP脉冲序列700可应用于SMS心脏MRI的扫描目标心脏中的片层位置S1和片层位置S2。出于说明的目的，图8A是根据本发明的一些实施例的在帧1中获取的心脏中所述片层位置S1和片层位置S2的示例性混叠图像810。图8B是根据本发明的一些实施例在帧2中获得的心脏中的所述片层位置S1和S2的示例性混叠图像820。图9A是根据本发明的一些实施例在帧1和帧2中的所述片层位置S1的示例性参考片层图像910。图9B是根据本发明的一些实施例在帧1和帧2中的所述片层位置S2的示例性参考片层图像920。图10是根据本发明的一些实施例在帧1中的所述片层位置S1的示例性片层图像1010、在帧1中的所述片层位置S2的示例性片层图像1020、在帧2中的所述片层位置S1的示例性片层图像1030和在帧2中的所述片层位置S2的示例性片层图像1040。

图11是根据本发明的一些实施例的示例性bSSFP脉冲序列1100的示意图。所述bSSFP脉冲序列1100可由MR扫描仪(例如所述MR扫描仪110)应用，对受试目标的片层位置S3、片层位置S4和片层位置S5同时成像。如图11所示，所述bSSFP脉冲序列1100可以用不同的调制策略应用于帧3、帧4和帧5。应当注意，这里使用术语“片层位置Sn”和“帧n”是为了便于描述，而并非旨在限制。例如，如结合图7所述，帧3可以是与帧1相同的帧或与帧1不同的帧。在另一实施例中，如图7所示，所述片层位置S3可以是与所述片层位置S1相同的片层位置，或者是与所述片层位置S1不同的片层位置。

如图7所示，所述bSSFP脉冲序列1100在帧中的应用可以类似于所述bSSFP脉冲序列700在帧中的应用，但bSSFP脉冲序列1100应用的相位调制可以不同于bSSFP脉冲序列700应用的相位调制。以帧3为例，在激发所述片层位置S3、片层位置S4和片层位置S5之后以及在读出相应回波信号之前，相位调制梯度可应用于第一PE步骤、第三PE步骤、第四PE步骤、第六PE步骤等中的每一个。由于在帧3中应用相位调制梯度，所述片层位置S4的相位可以沿着所述相位编码方向周期性地从-120度、0度到120度变化，并且所述片层位置S3和片层位置S4之间的相位差可以沿着帧3中的所述相位编码方向周期性地从-120度、0度到120度变化。所述片层位置S5的相位可以沿相位编码方向周期性地从-240度、0度到240度变化，并且所述片层位置S3和片层位置S5之间的相位差可以沿着帧3中的所述相位编码方向周期性地从-240度、0度到240度变化。在帧3中应用的相位调制梯度可以在帧3对应的混叠图像A3中的相邻片层施加预设的FOV/3偏移，所述混叠图像A3是基于在帧3中获取的回波信号重建的。

所述bSSFP脉冲序列1100在帧4和帧5中的应用可以类似于所述bSSFP脉冲序列1100在帧3中的应用，只是在三个帧中应用的相位调制梯度可以彼此不同。如此，对于帧3、帧4和帧5的一对帧中的对应PE步骤，片层位置S3和片层位置S4之间的相位差可以不同，和/或片层位置S3和片层位置S5之间的相位差可以不同。仅作为示例，在帧3的第一PE步骤中片层位置S3和片层位置S4之间的相位差可以等于-120度，在帧4的第一PE步骤中该相位差变为0度，在帧5的第一PE步骤中该相位差变为120度。在另一实施例中，在帧3的第一PE步骤中片层位置S3和片层位置S5之间的相位差可以等于-240度，在帧4的第一PE步骤中该相位差变为0度，在帧5的第一PE步骤中该相位差变为240度。

在一些实施例中，所述处理设备120可以基于在帧3中获取的回波信号重建与帧3所对应的片层位置S3、片层位置S4和片层位置S5的混叠图像A3，基于在帧4中获取的回波信号重建与帧4所对应的片层位置S3、片层位置S4和片层位置S5的混叠图像A4，以及基于在帧5中获取的回波信号重建与帧5对应的片层位置S3、片层位置S4和片层位置S5的混叠图像A5。由于帧3、帧4和帧5中的相位调制，所述混叠图像A3、混叠图像A4和混叠图像A5可分别由等式(5)、等式(6)和等式(7)表示，如下所示：

A3＝S3+S4+S5 (5)

根据式(8)，(9)和(10)，通过线性组合所述混叠图像A3、混叠图像A4和混叠图像A5可以确定代表帧3到帧5中的所述片层位置S3的参考片层图像F3、代表帧3到帧5中的所述片层位置S4的参考片层图像F4和代表帧3到帧5中的所述片层位置S5的参考片层图像F5，分别如下：

所述参考片层图像F3、参考片层图像F4和参考片层图像F5的时间分辨率可以低于所述混叠图像A3、混叠图像A4和混叠图像A5。所述处理设备120可以基于所述混叠图像A3到混叠图像A5和所述参考片层图像F3到参考片层图像F5，进一步重建所述片层位置S3、片层位置S4和片层位置S5的一个或多个片层图像。例如，基于所述混叠图像A3以及所述参考片层图像F3、参考片层图像F4和参考片层图像F5，所述处理设备120可以为帧3的片层位置S3、片层位置S4和片层位置S5中的每一个重建片层图像。

图12是根据本发明的一些实施例的示例性FSE脉冲序列1200的示意图。所述FSE脉冲序列1200可由MR扫描仪(例如，所述MR扫描仪110)应用，对受试目标的片层位置S6和片层位置S7同时成像。如图12所示，所述FSE脉冲序列1200可以用不同的调制策略应用于帧6和帧7。在帧6和帧7的每一帧期间，可以在单个射频激励脉冲之后使用一系列180度重聚焦脉冲，执行多个PE步骤并获得相应的回波信号序列。

与图7所描述的bSSFP脉冲序列700类似，相位调制梯度可以应用在帧6和帧7的每个PE步骤中，以使在帧6和帧7的相应PE步骤中，所述片层位置S6和片层位置S7之间的相位差改变180度，如图12所示。在读出相应的回波信号之后和下一个PE步骤之前，需要在帧6和帧7中的每个PE步骤中应用补偿磁场梯度。在一些实施例中，所述处理设备120可以基于在帧6和帧7中获取的回波信号重建所述片层位置S6和片层位置S7的一个或多个片层图像。所述片层位置S6和片层位置S7的片层图像的重建可以与图7所述的所述片层位置S1和片层位置S2的片层图像的重建以类似的方式进行，在此不再赘述。

图13是根据本发明的一些实施例的示例性EPI脉冲序列1300的示意图。MR扫描仪(例如MR扫描仪110)可以应用EPI脉冲序列1300，对受试目标的片层位置S8和片层位置S9同时成像。如图13所示，所述EPI脉冲序列1300可以用不同的调制策略应用于帧8和帧9。在帧8和帧9的每一帧期间，可以在单个射频激励脉冲之后使用重相梯度获得不同PE步骤的多个回波。

与图7所描述的bSSFP脉冲序列700类似，相位调制梯度可以应用在帧8和帧9的每个PE步骤中，以使在帧8和帧9的相应PE步骤中，所述片层位置S8和片层位置S9之间的相位差改变180度，如图13所示。在读出相应的回波信号之后和下一个PE步骤之前，需要在帧8和帧9中的每个PE步骤中应用补偿磁场梯度。在一些实施例中，所述处理设备120可以基于在帧8和帧9中获取的回波信号重建所述片层位置S8和片层位置S9的一个或多个片层图像。所述片层位置S8和片层位置S9的片层图像的重建可以与图7所述的所述片层位置S1和片层位置S2的片层图像的重建以类似的方式进行，在此不再赘述。

应该注意，如图7、图11、图12和图13所示的上述示例性脉冲序列及其描述仅仅是出于说明的目的，并不旨在限制本发明的范围。对于本领域技术人员而言，可以在本发明的教导下进行多种变化和修改。然而，那些变化和修改不脱离本发明的范围。在一些实施例中，可以将特定PE步骤中的特定片层位置的相位调制为与图中所示不同的任何其他值。此外，如上文所述，在特定PE步骤中的相位调制可通过单独的相位调制梯度或与相位调制射频激励脉冲组合来实现。此外，上面提供的等式是示例性的，并且可以以各种方式进行修改。例如，可以重建多个帧的多个混叠图像，并且可以基于所述多个混叠图像的任意两个或多个混叠图像生成特定片层位置的参考片层图像。

图14是根据本发明的一些实施例的同时多片层MRI的示例性流程的流程图。在一些实施例中，流程1400可由MRI系统100执行。例如，流程1500可以通过存储在存储设备(例如，所述存储设备130、所述存储器320和/或所述存储器490)中的一组指令(例如，应用程序)来实现。在一些实施例中，所述处理设备120(例如，所述计算设备300的所述处理器310、所述移动设备400的所述CPU 440和/或图5所示的一个或多个模块)可以执行指令组，并且相应地可以被指示执行处理流程1400。

在步骤1401中，所述处理设备120(例如，所述采集模块505，所述处理器310的接口电路)可以获取对应于多个帧的多组欠采样K空间数据。

每组所述欠采样K空间数据可以通过采用MR扫描仪(例如，所述MR扫描仪110)从所述多个帧的一帧中受试目标的多个片层位置同时获取。如图6所示，受试目标的片层位置是指所述受试目标的横切面，所述横切面平行于由所述坐标系160定义的X-Y平面。帧是指具有任何持续时间的时间段。

在一些实施例中，可以通过指示所述MR扫描仪对所述受试目标(例如，扫描目标或其一部分)执行MR扫描来获取多组欠采样K空间数据。所述MR扫描可以包括多个帧。在每一帧期间，所述MR扫描仪可被指示对所述片层位置应用多个PE步骤，从而获取一组回波信号，并且所获取的每个回波信号可以作为PE线存储在与所述帧所对应的K空间矩阵的单行中。通常，需要在帧中收集所述片层位置的全K空间数据，以便重建与所述帧所对应的片层位置的全MR图像。为了加速数据采集并减少扫描时间，可以通过欠采样来获取全K空间数据的一部分(即，与所述帧所对应的一组欠采样K空间数据)，例如，减少K空间采样步数(或计数)、减少每行采样数(或计数)、减少每页行数(或计数)(例如，一组平行的EP行)、减少每次采集的页数(或计数)等，或其任意组合。在一些实施例中，多组欠采样K空间数据可以预先被获取并存储在存储设备(例如，所述存储设备130、所述存储器320、所述存储器490和/或外部存储设备)中。所述处理设备120可以访问所述存储设备并获取所述多组欠采样K空间数据。可选的，所述处理设备120可以从所述存储设备获取与在帧中获取的一组回波信号相关的信息，并且基于所获取的信息生成所述帧的一组欠采样K空间数据。

在一些实施例中，可以根据采样模式使用MR扫描仪在帧中采集对应于所述帧的一组欠采样K空间数据。所述采样模式可以指定在所述帧中收集多个采样点(形成一条或多条PE线)的采样轨迹。对应于不同帧的采样模式可以相同或不同。在一些实施例中，可以在所述多个帧的至少一个帧中采用随机采样模式，例如伪随机采样模式，所述伪随机采样模式可用于在所述至少一帧中随机获取PE线。可选的，可以根据伪随机采样模式生成根据给定概率分布的多个伪随机值，并且可以获取对应于伪随机值的PE线，所述伪随机采样模式可以根据拉丁超立方体算法来设计。

在一些实施例中，对于所述多个帧的一对相邻帧，其对应的采样模式可以不同和/或交错。例如，在每个奇数帧中可以采用第一采样模式以用于获取奇数PE线，并且在每个偶数帧中可以采用第二采样模式以用于获取偶数PE线。在一些实施例中，以帧的矩阵形式呈现的K空间数据(或简称为K空间矩阵)可被划分为具有相同采样密度(例如，通过单位区域中采样点的计数测量)或不同采样密度的多个区域。例如，K空间数据可以在一个或多个特定区域(例如，K空间矩阵的中心区域)中完全采样，同时K空间数据可以在其他区域中欠采样。可选的，所述一个或多个特定区域的采样密度可以高于另一个或多个区域的采样密度。

在一些实施例中，为了实现自动校准的多波段成像，可以在所述受试目标的扫描期间调制至少一个片层位置的相位。仅作为示例，要同时成像的片层位置可以包括第一片层位置和至少一个第二片层位置。在每一帧(或其一部分)中，可以不经相位调制扫描所述第一片位置，而可以经相位调制扫描所述至少一个第二片位置(或其一部分)。帧中的第二片层位置的相位调制可以包括沿空间维度的相位调制和/或沿时间维度的相位调制。

如本发明所使用的，所述空间维度是指K空间中的相位编码维度。应用于帧中第二片层位置的沿空间维度的相位调制是指在所述帧的每个PE步骤(或其一部分)中调制第二片层位置的相位，以使所述第二片层位置的相位沿所述帧中的相位编码方向变化。在一些实施例中，在获取与所述帧所对应的欠采样K空间数据组之前，可以根据所述帧的相位调制方案在所述帧中沿所述空间维度调制所述第二片层位置的相位。所述帧的相位调制方案可以指定在帧中如何沿相位编码维度调制所述第二片层位置的相位。例如，参考图13，在帧8中的每个PE步骤中，根据特定的相位调制方案调制所述片层位置S9的相位，并且沿着所述相位编码方向在-90度和90度之间交替。

在一些实施例中，对于所述第二片层位置，可以特别设计帧的相位调制方案，以便在帧的重建混叠图像中，在与所述第二片层位置和所述第一片层位置所对应的部分之间生成预设的FOV偏移。例如，在所述帧中，所述第一片层位置的相位可以始终等于0度，并且所述第二片层位置的相位可以沿着所述相位编码方向在0度和180度之间交替，从而在与所述混叠图像中的片层位置S'和S对应的部分之间实现预设FOV/2移位。在一些实施例中，所述帧中的第二片层位置的相位调制方案可以通过本发明其他内容描述的各种相位调制技术(例如，步骤602和相关描述)来实现，例如相位调制射频激励脉冲、磁场梯度(例如沿所述片层编码方向的相位调制梯度)、补偿磁场梯度等，或其任意组合。

在一些实施例中，可以沿时间维度调制所述第二片位置的相位，以使所述多个帧的一对相邻帧的相位调制方案不同。例如，所述相邻帧可以包括第一帧和所述第一帧之后的第二帧。由于沿所述时间维度的相位调制，可以在所述第一帧和所述第二帧中应用不同的相位调制方案，以使在所述第一帧和所述第二帧中应用的相应PE步骤中，所述第二片层位置的相位通过从所述第一帧到所述第二帧的全局相位偏移而改变。全局相位偏移是指应用于所述相邻帧的对应PE步骤之间的第二片层位置的相位差。全局相位偏移可以等于0度-360度范围内的任何正值。不同第二片层位置的全局相位偏移可以相同或不同。

在一些实施例中，所述多个片层位置可以包括N个片层位置，并且全局相位偏移可以是(360/N)度。N可以是正整数。例如，N可以等于2，即在一帧中有两个同时扫描的片层位置，并且全局相位偏移可以是180度。参考图13，在帧8中，根据第一相位调制方案沿所述空间维度调制所述片层位置S9的相位，并且在-90度和90度之间交替。所述片层位置S9的相位也可以沿时间维度调制，以实现与帧9所对应的第二相位调制方案不同于所述第一相位调制方案。根据所述第二相位调制方案，所述片层位置S9的相位沿帧9中的空间维度在90度和-90度之间交替。在帧8和帧9中应用的对应PE步骤中的所述片层位置S9的相位改变180度，即所述片层位置S9的全局相位偏移为180度。在另一实施例中，参考图11，在帧3和帧4中应用的对应PE步骤中的所述片层位置S4的相位改变120度，即所述片层位置S4的全局相位偏移为120度；在帧3和4中应用的对应PE步骤中的所述片层位置S5的相位改变240度，即所述片层位置S5的全局相位偏移为240度。

应当注意，关于所述至少一个片层位置的相位调制的上述描述仅仅是出于说明的目的，并不旨在限制本发明的范围。对于本领域技术人员而言，可以在本发明的教导下进行多种变化和修改。例如，可以在MR扫描期间调制每个片层位置(包括所述第一片层位置和所述第二片层位置)的相位。在另一实施例中，所述片层位置的相位可以沿所述空间维度或所述时间维度进行调制。然而，这些变化和修改均不脱离本发明的范围。

在一些实施例中，同时激发的片层位置(或其一部分)应用的相位调制可以允许自动校准多波段成像，如可以从多组欠采样K空间数据本身提取单波段参考片层图像，而不执行附加的参考扫描。此外，通过使用压缩感知技术来收集欠采样K空间数据，而不是全采样K空间数据，可以进一步加速扫描过程。

在步骤1402中，所述处理设备120(例如，所述参考图像生成模块503，所述处理器310的处理电路)可以基于所述多个帧的多组欠采样K空间数据重建多个参考片层图像。

所述多个参考片层图像中的每一个可以代表多个帧中多于一帧的其中一个片层位置。所述参考片层图像可以是非混叠的，并且时间分辨率比步骤1403中要生成的片层图像更低，因为所述参考片层图像是基于多帧的欠采样K空间数据生成的。在一些实施例中，所述处理设备120可以执行如图15所示的流程1500的一个或多个步骤来重建所述参考片层图像。

在步骤1403中，所述处理设备120(例如，所述片层图像生成模块504、所述处理器310的处理电路)可以基于所述多组欠采样K空间数据和所述多个参考片层图像来重建多个图像序列。

每个图像序列可以对应于一个所述片层位置并且包括所述多个帧中对应片层位置的多个片层图像。例如，扫描目标的心脏运动周期可以包括12个心脏相位，并且可以使用如上所述的原子技术同时成像扫描目标心脏中的片层位置A和片层位置B。MR扫描可以包括12帧或更多帧，覆盖所述扫描目标的12个心脏相位。基于在扫描中收集的欠采样K空间数据，生成如图20所示的所述片层位置A的图像序列2010和所述片层位置B的图像序列2020。所述图像序列2010和2020中的每一个包括对应片层位置的对应12个心脏相位的12个片层图像。所述图像序列2010和图像序列2020的时间分辨率等于2.88×15毫秒(ms)，即43.2毫秒。所述图像序列2010和图像序列2020中没有明显的伪影，并且贯穿心脏运动周期的所述片层位置A和片层位置B的心脏运动，通过所述图像序列2010和图像序列2020动态显示。

在一些实施例中，为了重建所述图像序列，所述处理设备120可以基于所述多个参考片层图像估计多个重建参数。例如，所述MR扫描仪可以包括用于回波信号检测的多个接收线圈，并且所述重建参数可以包括所述接收线圈的多个线圈灵敏度图。在一些实施例中，可以基于所述多个参考片层图像生成多个线圈图像，每个所述线圈图像对应于单个接收线圈。所述线圈图像可以根据例如平方和(SOS)算法或自适应线圈组合(ACC)算法组合成组合图像。通过将相应的线圈图像除以组合图像，可以确定某一接收线圈的线圈灵敏度图。在一些实施例中，对于每个所述参考片层图像，可以基于所述参考片层图像确定一组线圈灵敏度图，从而生成对应于不同参考片层图像的多组线圈灵敏度图。

在估计所述重建参数之后，所述处理设备120可以通过优化损失函数来重建图像序列，其中所述损失函数可以包括至少多个重建参数和多组欠采样K空间数据。可选的，所述损失函数还可以包括时间全变算子，所述时间全变算子与每个所述图像序列中对应于相邻帧的图像之间的差异相关。在一些实施例中，第一帧的第一组欠采样K空间数据可以包括不在第二帧的第二组欠采样K空间数据中的一些K空间数据，所述第二帧与所述第一帧相邻。例如，所述第一组欠采样K空间数据可以包括奇数PE线，而所述第二组欠采样K空间数据可以包括偶数PE线。在所述图像序列的重建过程中，所述时间全变算子T可以促进所述第一组欠采样K空间数据和所述第二组欠采样K空间数据之间的信息共享。例如，所述时间全变分算子T可以使用所述第一组欠采样K空间数据的奇数PE行来填充所述第二组欠采样K空间数据的奇数PE行。在一些实施例中，所述时间全变分算子T可用于进行稀疏变换，实现L1正则化。所述稀疏变换可以基于一个或多个稀疏变换算法来执行，例如小波(WT)算法、余弦(CT)算法、轮廓线算法、曲波算法、k-均值奇异值分解算法、Gabor算法等或其任意组合。

为了便于说明，假设要同时成像的所述片层位置包括两个片层位置(即，一个第一片层位置和一个第二片层位置)，提供用于重建所述第一片层位置的图像序列x₁和所述第二片层位置的图像序列x₂的示例性损失函数(11)，如下所示：

其中，s₁表示基于所述第一片层位置的参考片层图像确定的线圈灵敏度图，s₂表示基于所述第二片层位置的参考片层图像确定的线圈灵敏度图，D表示K空间采样算子，F表示傅里叶变换算子，p₁表示关于所述帧的所述第一个片层位置的相位调制方案，p₂表示关于所述帧的所述第二个片层位置的相位调制方案，λ表示||Tx₁||¹和||Tx₂||¹重要性的正则化参数，T表示时间全变算子，Tx₁可以与所述图像序列x₁中对应于相邻帧的片层图像之间的差异相关联。Tx₂可以与所述图像序列x₂中对应于相邻帧的片层图像之间的差异相关联。使所述损失函数(例如，等式(11)中所示的损失函数)最小化的x₁和x₂的解可以作为第一片层位置和第二片层位置的图像序列的解。

应当注意，上面所示的损失成本函数(11)仅仅是出于说明的目的，并不旨在限制本发明的范围。例如，所述损失函数(11)可以包括一个或多个附加参数。另外可选的，可以省略所述损失函数(11)的一个或多个参数，例如λ||Tx₁||¹和/或λ||Tx₂||¹。

应当注意，关于流程1400的上述描述仅仅是出于说明的目的，并不旨在限制本发明的范围。对于本领域技术人员而言，可以在本发明的教导下进行多种变化和修改。然而，那些变化和修改不脱离本发明的范围。在一些实施例中，可以使用未描述的一个或多个附加步骤和/或不使用上面讨论的一个或多个步骤来完成流程1400。例如，所述流程1400可以包括将所述多个图像序列发送到用于诊断的终端设备(例如，医生的终端设备140)的附加步骤。

图15是根据本发明的一些实施例的重建多个参考片层图像的示例性流程的流程图。在一些实施例中，流程1500可由所述MRI系统100执行。例如，所述流程1500可以通过存储在存储设备(例如，所述存储设备130、所述存储器320和/或存储器490)中的一组指令(例如，应用程序)来实现。在一些实施例中，所述处理设备120(例如，所述计算设备300的处理器310、所述移动设备400的所述CPU 440和/或图5中示出的一个或多个模块)可以执行指令组，并相应地可以被指示执行处理流程1500。在一些实施例中，流程1500的一个或多个操作可以执行以实现如图14所描述的步骤1402的至少一部分。

在步骤1501中，所述处理设备120(例如，所述参考图像生成模块503，所述处理器310的处理电路)可以基于与所述帧所对应的多组欠采样K空间数据生成多组参考K空间数据。

在一些实施例中，所述处理设备120可以通过与两个或多个帧所对应的多组欠采样K空间数据的组合(例如，线性组合)来生成一组参考K空间数据。例如，所述多个帧可以包括一个或多个奇数帧以及一个或多个偶数帧。多组参考K空间数据可以包括对应于所述奇数帧的第一组参考K空间数据和对应于所述偶数帧的第二组参考K空间数据。所述处理设备120可以基于对应于所述奇数帧的一组或多组欠采样K空间数据生成第一组参考K空间数据，并且基于对应于所述偶数帧的一组或多组欠采样K空间数据生成第二组参考K空间数据。在一些实施例中，所述第一组参考K空间数据可以通过对对应于所述奇数帧的欠采样K空间数据的集合求平均来确定。另外，可选的，所述第二组参考K空间数据可以通过对对应于所述偶数帧的欠采样K空间数据的集合进行平均来确定。

在步骤1502中，所述处理设备120(例如，所述参考图像生成模块503，所述处理器310的处理电路)可以基于所述多组参考K空间数据重建多个混叠图像。每个混叠图像可以代表所述多个帧中多于一帧的多个片层位置。

在一些实施例中，所述处理设备120可以通过对所述多组参考K空间数据执行傅里叶变换来重建所述多个混叠图像。例如，所述处理设备120可以从所述第一组参考K空间数据重建与所述奇数帧所对应的混叠图像，并且从所述第二组参考K空间数据重建与所述偶数帧所对应的混叠图像。

在步骤1503中，所述处理设备120(例如，所述参考图像生成模块503、所述处理器310的处理电路)可以基于所述多个混叠图像生成所述多个参考片层图像。

在一些实施例中，可以用与步骤603相似的方式执行步骤1503。例如，所述处理设备120可以通过对步骤1502(或其一部分)中重建的所述多个混叠图像进行组合(例如，线性组合)来生成参考片层图像。

应当注意，关于所述流程1500的上述描述仅仅是出于说明的目的，并不旨在限制本发明的范围。对于本领域技术人员而言，可以在本发明的教导下进行多种变化和修改。然而，那些变化和修改不脱离本发明的范围。在一些实施例中，所述流程1500可以通过一个或多个未描述的附加步骤和/或不使用上述一个或多个步骤来完成。另外，可选的，两个或多个步骤，例如步骤1501和1502，可以集成到单个步骤中。

图16是根据本发明的一些实施例的MR扫描中的示例性相位调制和欠采样模式1600的示意图。执行所述MR扫描可以对受试目标的第一片层位置和第二片层位置进行同时成像。如图16所示，所述MR扫描可以包括多个奇数帧和多个偶数帧。在每一奇偶帧中使用随机欠采样模式。图16中的圆形图标和十字图标可以分别表示所述第一片层位置和所述第二片层位置之间的180度相位差和0度相位差。在每个奇数帧中，奇数PE线在所述第一片层位置和所述第二片层位置之间可以具有180度相位差，而偶数PE线在所述第一片层位置和所述第二片层位置之间可以具有0度相位差。在每个偶数帧中，奇数PE线在所述第一片层位置和所述第二片层位置之间可以具有0度相位差，偶数PE线在所述第一片层位置和所述第二片层位置之间可以具有180度相位差。

在一些实施例中，在根据所述相位调制和欠采样模式1600获取多组欠采样K空间数据之后，通过执行如图17所示的示例性处理，可以基于多组欠采样K空间数据生成所述第一片层位置和所述第二片层位置的单波段参考片层图像。如图17所示，可以基于对应于所述奇数帧的多组欠采样K空间数据来确定对应于所述奇数帧的第一组参考K空间数据K1，并且可以基于对应于所述偶数帧的多组欠采样K空间数据来确定对应于所述偶数帧的第二组参考K空间数据K2，然后，可以将所述第一组参考K空间数据K1重建为表示所述奇数帧中所述第一片层位置和所述第二片层位置的混叠图像A1’。由于应用于所述奇数帧的相位调制，所述混叠图像A1’可被视为所述第一片层位置和所述第二片层位置的叠加。类似地，所述第二组参考K空间数据K2可重建为表示所述偶数帧中所述第一片层位置和所述第二片层位置的混叠图像A2’。由于应用于所述偶数帧的相位调制，所述混叠图像A2’可被视为所述第一片层位置和所述第二片层位置的差异。此外，可以通过线性组合所述混叠图像A1’和A2’来确定代表所述第一片层位置的参考片层图像F1'和代表所述第二片层位置的参考片层图像F2’。所述参考片层图像F1’和F2’的生成可以用与如图7所示的所述参考片层图像F1和F2的生成类似的方式进行，在此不再赘述。

图18是根据本发明的一些实施例的帧中的第一片层位置和第二片层位置的示例性相位调制方案。如图18所示，在不同PE步骤中，所述第一片层位置的相位始终等于0，并且所述第二片层位置的相位沿着所述相位编码方向调制。在每个奇数PE步骤中所述第一片层位置和所述第二片层位置之间的相位差等于在每个偶数PE步骤中所述第一片层位置和所述第二片层位置之间的相位差等于在每个PE步骤中，在读出相应的回波信号之前，所述第二片层位置的相位由相位调制梯度1801(或被称为重相位梯度叶)调制，并且在读出相应的回波信号之后和下一PE步骤之前，通过补偿磁场梯度1802(或称为预相位梯度叶)来平衡所述第二片层位置的总梯度。应当理解，图18中的相位调制方案仅仅是出于说明的目的，并非旨在限制本发明的范围。可以对相位调制方案进行各种修改。例如，所述第一片层位置也可以在所述帧中受到相位调制。在另一实施例中，在所述PE步骤的一部分中，可以从相位调制中省略所述第二片层位置。在又一实施例中，可以省略所述补偿磁场梯度1802。

图19是根据本发明的一些实施例的对应于扫描目标的同一心脏相位的片层图像1910、片层图像1920、片层图像1930和片层图像1940。所述片层图像1910和片层图像1920对应于扫描目标心脏的一个片层位置，所述片层图像1930和片层图像1940对应于扫描目标心脏的另一个片层位置。用所述压缩感知技术扫描所述扫描目标，同时获取所述片层图像1910和片层图像1930。所述片层图像1920和片层图像1940是通过使用本发明公开的原子技术(例如，根据流程1400)扫描所述扫描目标而同时获得的。在所述片层图像1910至片层图像1940中均有描述心脏形态。与单纯使用所述压缩感知技术相比，所述原子技术将自动校准多波段成像技术与压缩感知技术相结合，可以在不影响图像质量的前提下加速扫描过程。

在这样描述了基本概念之后，对于本领域技术人员而言，在阅读了本申请的详细描述之后，可以很明显地认识到，上述详细公开仅旨在通过举例的方式进行描述，而并非是限制性的。尽管这里没有明确说明，但是各种改变、改进和修改可能发生并可本领域技术人员实现。这些改变、改进和修改均可经由本申请启示得到，并且在本申请的示例性实施例的精神和范围内。

计算机可读介质可以包括传播的数据信号，其中包括计算机可读程序代码，例如，基带或作为载波的一部分。这种传播的信号可以采取各种形式中的任何一种，包括电磁、光学等，或者它们的任何适当组合。计算机可读信号介质可以是非计算机可读存储介质的任何计算机可读介质，并且可以通信、传播或传输供指令执行系统、设备或装置使用或与其结合使用的程序。包含在计算机可读信号介质上的程序代码可以使用任何适当的介质来进行传输，包括无线、有线、光纤电缆、射频等，或以上的任何适当组合。

用于执行本申请的操作的计算机程序代码可以用一种或多种编程语言的任何组合来编写，包括面向对象的编程语言，如Java、Scala、SmallTalk、Eiffel、JADE、Emerald、C++、C#、VB.net、Python等，传统的程序化编程语言，如C语言、Visual Basic、Fortran 2103、Perl、COBOL 2002、PHP、ABAP，动态编程语言如Python、Ruby和Groovy，或其他编程语言。程序代码可以完全在用户的计算机上执行，一部分在用户的计算机上执行，作为独立的软件包，一部分在用户的计算机上执行，一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。在后一种情况下，远程计算机可以通过任何类型的网络连接到用户的计算机，包括局域网(LAN)或广域网(WAN)，或者可以连接到外部计算机(例如，通过使用Internet服务提供商的Internet)，或在云计算环境中，或作为服务提供，如软件即服务(SaaS)。

最后，应当理解，本文所公开的应用的实施例说明了应用的实施例的原理。可采用的其他修改可在本申请的范围内。因此，作为示例而不是限制，可以根据本文的教导利用应用的实施例的替代配置。因此，本申请的实施例不限于如所示和描述的精确的实施例。