阅读说明：本技术 同步多层磁共振成像的系统、方法 (System and method for synchronous multi-slice magnetic resonance imaging ) 是由 郑远 赵乐乐 徐健 张卫国 于 2020-07-10 设计创作，主要内容包括：本发明涉及一种同步多层磁共振成像的系统。在多个帧的每一帧中,该系统可以指示MRI扫描仪对受试目标的多个切片位置中的每个切片位置进行多个PE步骤以获取回波信号。可以在帧的至少一些PE步骤的每一个PE步骤中施加相位调制磁场梯度。对于每一帧,该系统可以基于相应的回波信号来重建代表该帧中的切片位置的混叠图像。该系统还可以基于混叠图像来生成多个参考切片图像。该系统可以进一步基于混叠图像和参考切片图像来重建至少一个切片图像。每个切片图像可以代表每一帧中的多个切片位置中的一个切片位置。(The invention relates to a system for synchronous multi-slice magnetic resonance imaging. In each of the plurality of frames, the system may instruct the MRI scanner to perform a plurality of PE steps for each of a plurality of slice positions of the subject to acquire echo signals. A phase-modulated magnetic field gradient may be applied in each of at least some of the PE steps of the frame. For each frame, the system may reconstruct an aliased image representing the slice position in the frame based on the corresponding echo signal. The system may also generate a plurality of reference slice images based on the aliased images. The system may further reconstruct at least one slice image based on the aliased image and the reference slice image. Each slice image may represent one of a plurality of slice positions in each frame.)

同步多层磁共振成像的系统、方法

技术领域

本发明涉及磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging，英文简写为MRI)领域，特别是涉及一种同 步多层(Simultaneous Multi-Slice，英文简写为SMS)磁共振成像的系统和方法。

背景技术

SMS成像已应用于MRI，用来同时激发受试目标(例如，扫描对象)的多个切片位置，从而加速扫描 过程。通常，可能需要执行附加的参考扫描以获取每个切片位置的参考数据以进行切片分离。例如，可以 重建切片位置的参考切片图像，并且可以确定不同接收器线圈的线圈灵敏度分布。可以基于线圈灵敏度分 布图将每个单独的切片位置的切片图像与在SMS中获取的混叠图像分开。但是，附加的参考扫描可能会导 致附加的扫描时间，并削弱SMS的优势。因此，亟需开发一种用于同步多层磁共振成像(即SMS-MRI)的 系统和方法，以消除对附加的参考扫描的需要，并且提高成像效率。

发明内容

根据本发明的一个方面，提供了一种同步多层磁共振成像的系统。该系统可以包括：至少一个存储 设备，所述存储设备存储有一组指令；以及至少一个处理器，用于与所述至少一个存储设备通信。当执行 所述一组指令时，所述至少一个处理器可以用于指示所述系统执行以下操作：在多个帧的每一帧中，所述 至少一个处理器可以用于引导所述系统指示MRI扫描仪对受试目标的多个切片位置中的每一个切片位置进 行多个相位编码(Phase-Encoding，英文简写为PE)步骤，以获取一组回波信号。可以在所述帧中所述多 个PE步骤的至少一部分PE步骤中的每一个步骤中施加相位调制磁场梯度。对于所述多个帧中的每一帧， 所述至少一个处理器可以用于基于对应的所述一组回波信号来指示所述系统重建代表所述帧中的多个切 片位置的混叠图像。所述至少一个处理器还可以用于基于所得到的多个混叠图像来指示所述系统生成多个 参考切片图像。所述多个参考切片图像中的每一个参考切片图像可以代表所述多个帧中的一个以上帧中的 所述多个切片位置中的每一个切片位置。所述至少一个处理器可以进一步用于基于所述多个混叠图像和所 述多个参考切片图像来指示所述系统重建至少一个切片图像。其中所述至少一个切片图像中的每一个切片 图像可以代表所述多个帧的每一帧中所述多个切片位置中的一个切片位置。

在一些实施例中，所述多个切片位置可以包括第一切片位置和至少一个第二切片位置。对于与K空 间中相同位置处的PE线相对应并应用于所述多个帧中的一对帧中的所述PE步骤而言，在所述PE步骤中 的一个PE步骤中，所述至少一个第二切片位置与所述第一切片位置之间的相位差可以不同。

在一些实施例中，所述至少一个第二切片位置可以包括一个第二切片位置。对于与K空间中相同位 置处的PE线相对应并应用于所述多个帧中的一对帧中的所述PE步骤而言，在所述PE步骤中的一个PE步 骤中，所述第二切片位置与所述第一切片位置之间的相位差可以变化180度。

在一些实施例中，所述至少一个第二切片位置可以包括两个第二切片位置。对于与K空间中相同位 置处的PE线相对应并应用于所述多个帧中的一对帧中的所述PE步骤而言，在所述PE步骤中的一个PE步 骤中，所述第一切片位置与所述两个第二切片位置中的一个第二切片位置之间的相位差可以变化120度。 在所述PE步骤中的一个PE步骤中，所述第一切片位置与所述两个第二切片位置中的另一个第二切片位置 之间的相位差可以变化240度。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中，所述多个PE步骤中的每对连续的PE步骤中的所 述至少一个第二切片位置的相位可以不同。

在一些实施例中，所述基于所述多个混叠图像和所述多个参考切片图像，重建所述至少一个切片图 像可以根据并行成像重建算法进行。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中的至少一个PE步骤中，在读出所述对应的回波信号 后，可以沿切片编码方向施加补偿磁场梯度。其中所述补偿磁场梯度与在所述至少一个PE步骤中施加的 所述相位调制磁场梯度可以具有相同的幅度和相反的梯度方向。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中的至少一个PE步骤中，可以施加相位调制RF激励脉 冲以激励所述多个切片位置，并且所述至少一个PE步骤中的相位调制可以通过将所述相位调制RF激励脉 冲和在所述至少一个PE步骤中施加的所述相位调制磁场梯度相结合来实现。

在一些实施例中，所述多个PE步骤可以采用bSSFP(全称为：balanced Steady-State Free Precession， 中文为：平衡稳态自由进动)脉冲序列、FSE(全称为：Fast SpinEcho，中文为：快速自旋回波)脉冲 序列、EPI(全称为：Echo Planar Imaging，中文为：回波平面成像)脉冲序列、spGRE(全称为：Spoiled Gradient Echo，中文为：衰减梯度回波)脉冲序列中的至少一个实现。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中的至少一个PE步骤中，在所述多个切片位置被激励 之后，且在读出所述对应的回波信号之前，可以沿着切片编码方向施加所述相位调制磁场梯度。

根据本发明的一个方面，提供了一种同步多层磁共振成像的系统。该系统可以包括：至少一个存储设 备，所述存储设备存储有一组指令；以及至少一个处理器，用于与所述至少一个存储设备通信。当执行所 述一组指令时，所述至少一个处理器可以用于指示所述系统执行以下操作：在多个帧的每一帧中，所述至 少一个处理器用于指示所述系统指示MRI扫描仪对受试目标的多个切片位置中的每一个切片位置进行多个 PE步骤，以获取一组回波信号。其中所述一组回波信号中的每个回波信号可以对应于K空间中的一条PE 线，所述多个切片位置可以包括第一切片位置和至少一个第二切片位置。所述至少一个处理器可以进一步 用于基于在所述多个帧中获取的多组回波信号，来指示所述系统重建至少一个切片图像。其中所述至少一 个切片图像中的每一个切片图像可以代表所述多个帧的每一帧中所述多个切片位置中的一个切片位置。在 所述多个帧中的每一帧中所述多个PE步骤的至少一部分PE步骤中，可以施加相位调制磁场梯度，以使得 对于与K空间中相同位置处的所述PE线相对应并应用于所述多个帧中的一对帧中的所述PE步骤而言，在 所述多个PE步骤中的一个PE步骤中，所述至少一个第二切片位置与所述第一切片位置之间的相位差不同。

在一些实施例中，对于所述多个帧的每一帧，所述至少一个处理器可以用于基于对应的所述一组回波 信号重建代表所述帧中的所述多个切片位置的混叠图像。所述至少一个处理器还可以用于指示系统基于所 得到的多个混叠图像来生成多个参考切片图像。所述多个参考切片图像中的每一个参考切片图像可以代表 所述多个帧中的一个以上帧中的所述多个切片位置中的每一个切片位置。所述至少一个处理器还可以用于 基于所述多个混叠图像和所述多个参考切片图像来指示系统重建所述至少一个切片图像。

根据本发明的另一方面，提供了一种用于同步多层磁共振成像的方法。在多个帧的每一帧中，该方法 可以包括：指示MRI扫描仪对受试目标的多个切片位置中的每一个切片位置进行多个PE步骤，以获取一 组回波信号。可以在所述帧中所述多个PE步骤的至少一部分PE步骤中的每一个步骤中施加相位调制磁场 梯度。对于所述多个帧的每一帧，该方法可以包括：基于对应的所述一组回波信号，重建代表所述帧中的 多个切片位置的混叠图像。该方法还可以包括基于所得到的多个混叠图像，生成多个参考切片图像。其中 所述多个参考切片图像中的每一个参考切片图像可以代表所述多个帧中的一个以上帧中的所述多个切片 位置中的每一个切片位置；该方法可以进一步包括基于所述多个混叠图像和所述多个参考切片图像，重建 至少一个切片图像。其中所述至少一个切片图像中的每一个切片图像可以代表所述多个帧的每一帧中所述 多个切片位置中的一个切片位置。

在一些实施例中，所述多个切片位置包括第一切片位置和至少一个第二切片位置；以及，对于与K空 间中相同位置处的PE线相对应并应用于所述多个帧中的一对帧中的所述PE步骤而言，在所述PE步骤中 的一个PE步骤中，所述至少一个第二切片位置与所述第一切片位置之间的相位差不同。

在一些实施例中，所述至少一个第二切片位置包括一个第二切片位置；以及，对于与K空间中相同位 置处的PE线相对应并应用于所述多个帧的一对帧中的所述PE步骤而言，在所述PE步骤中的一个PE步骤 中，所述第二切片位置与所述第一切片位置之间的相位差变化180度。

在一些实施例中，所述至少一个第二切片位置包括两个第二切片位置；对于与K空间中相同位置处的 PE线相对应并应用于所述多个帧的一对帧中的所述PE步骤而言：在所述PE步骤中的一个PE步骤中，所 述第一切片位置与所述两个第二切片位置中的一个第二切片位置之间的相位差变化120度；以及在所述PE 步骤中的一个PE步骤中，所述第一切片位置与所述两个第二切片位置中的另一个第二切片位置之间的相 位差变化240度。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中，所述多个PE步骤中的每对连续的PE步骤中的所述 至少一个第二切片位置的相位不同。

在一些实施例中，所述基于所述多个混叠图像和所述多个参考切片图像，重建所述至少一个切片图像 是根据并行成像重建算法进行的。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中的至少一个PE步骤中，在读出所述对应的回波信号 后，沿切片编码方向施加补偿磁场梯度，其中所述补偿磁场梯度与在所述至少一个PE步骤中施加的所述 相位调制磁场梯度具有相同的幅度和相反的梯度方向。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中的至少一个PE步骤中，施加相位调制RF激励脉冲以 激励所述多个切片位置，并且所述至少一个PE步骤中的相位调制是通过将所述相位调制RF激励脉冲和在 所述至少一个PE步骤中施加的所述相位调制磁场梯度相结合来实现的。

在一些实施例中，所述多个PE步骤采用bSSFP脉冲序列、FSE脉冲序列EPI脉冲序列、spGRE脉冲序 列中的至少一个实现的。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中的至少一个PE步骤中，在所述多个切片位置被激励 之后，且在读出所述对应的回波信号之前，沿着切片编码方向施加所述相位调制磁场梯度。

根据本发明的另一方面，提供了一种用于同步多层磁共振成像的方法。在多个帧的每一帧中，该方法 可以包括：指示MRI扫描仪对受试目标的多个切片位置中的每一个切片位置进行多个PE步骤，以获取一 组回波信号。其中所述一组回波信号中的每个回波信号可以对应于K空间中的一条PE线。所述多个切片 位置可以包括第一切片位置和至少一个第二切片位置。该方法还包括基于在所述多个帧中获取的多组回波 信号，重建至少一个切片图像。其中所述至少一个切片图像中的每一个切片图像可以代表所述多个帧的每 一帧中所述多个切片位置中的一个切片位置。在所述多个帧中的每一帧中所述多个PE步骤的至少一部分 PE步骤中，可以施加相位调制磁场梯度，以使得对于与K空间中相同位置处的所述PE线相对应并应用于 所述多个帧中的一对帧中的所述PE步骤而言，在所述多个PE步骤中的一个PE步骤中，所述至少一个第 二切片位置与所述第一切片位置之间的相位差不同。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中的至少一个PE步骤中，在所述多个切片位置被激励 之后，且在读出所述对应的回波信号之前，沿着切片编码方向施加所述相位调制磁场梯度。

在一些实施例中，所述重建所述至少一个切片图像，包括：对于所述多个帧的每一帧，基于对应的所 述一组回波信号，重建代表所述帧中的所述多个切片位置的混叠图像；基于所得到的多个混叠图像，生成 多个参考切片图像，其中所述多个参考切片图像中的每一个参考切片图像代表所述多个帧中的一个以上帧 中的所述多个切片位置中的每一个切片位置；以及基于所述多个混叠图像和所述多个参考切片图像，重建 所述至少一个切片图像。

在一些实施例中，所述基于所述多个混叠图像和所述多个参考切片图像，重建所述至少一个切片图像 是根据并行成像重建算法进行的。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中的至少一个PE步骤中，在读出所述对应的回波信号 之后，沿着切片编码方向施加补偿磁场梯度，其中所述补偿磁场梯度与在所述至少一个PE步骤中施加的 所述相位调制磁场梯度具有相同的幅度和相反的梯度方向。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中的至少一个PE步骤中，施加相位调制RF激励脉冲以 激励所述多个切片位置，并且所述至少一个PE步骤中的相位调制是通过将所述相位调制RF激励脉冲和在 所述至少一个PE步骤中施加的所述相位调制磁场梯度相结合来实现的。

在一些实施例中，在所述多个帧中的至少一帧中，所述多个PE步骤中的每对连续的PE步骤中的所述 至少一个第二切片位置的相位不同。

在一些实施例中，所述至少一个第二切片位置包括一个第二切片位置；以及对于与K空间中相同位置 处的PE线相对应并应用于所述多个帧的一对帧中的所述PE步骤而言，在所述PE步骤中的一个PE步骤中， 所述第二切片位置与所述第一切片位置之间的相位差变化180度。

在一些实施例中，所述至少一个第二切片位置包括两个第二切片位置；对于与K空间中相同位置处的 PE线相对应并应用于所述多个帧的一对帧中的所述PE步骤而言：在所述PE步骤中的一个PE步骤中，所 述第一切片位置与所述两个第二切片位置中的一个第二切片位置之间的相位差变化120度；以及在所述PE 步骤中的一个PE步骤中，所述第一切片位置与所述两个第二切片位置中的另一个第二切片位置之间的相 位差变化240度。

在一些实施例中，所述多个PE步骤采用bSSFP脉冲序列、FSE脉冲序列、EPI脉冲序列、spGRE脉冲 序列中的至少一个实现的。

根据本发明的另一方面，提供了一种非暂时性计算机可读存储介质，所述非暂时性计算机可读存储介 质存储有用于同步多层磁共振成像的指令，当所述指令被系统的至少一个处理器访问时，所述指令指示所 述系统执行一种方法。在多个帧的每一帧中，该方法可以包括：指示MRI扫描仪对受试目标的多个切片位 置中的每一个切片位置进行多个PE步骤，以获取一组回波信号。可以在所述帧中所述多个PE步骤的至少 一部分PE步骤中的每一个步骤中施加相位调制磁场梯度。对于所述多个帧中的每一帧，该方法可以包括： 基于对应的所述一组回波信号，重建代表所述帧中的多个切片位置的混叠图像。该方法还可以包括基于所 得到的多个混叠图像，生成多个参考切片图像。其中所述多个参考切片图像中的每一个参考切片图像可以 代表所述多个帧中的一个以上帧中的所述多个切片位置中的每一个切片位置；该方法可以进一步包括基于 所述多个混叠图像和所述多个参考切片图像，重建至少一个切片图像。其中所述至少一个切片图像中的每 一个切片图像可以代表所述多个帧的每一帧中所述多个切片位置中的一个切片位置。

根据本发明的另一方面，提供了一种非暂时性计算机可读存储介质，所述非暂时性计算机可读存储介 质存储有用于同步多层磁共振成像的指令，当所述指令被系统的至少一个处理器访问时，所述指令指示所 述系统执行一种方法。在多个帧的每一帧中，该方法可以包括：指示MRI扫描仪对受试目标的多个切片位 置中的每一个切片位置进行多个PE步骤，以获取一组回波信号。其中所述一组回波信号中的每个回波信 号可以对应于K空间中的一条PE线。所述多个切片位置可以包括第一切片位置和至少一个第二切片位置。 该方法还包括基于在所述多个帧中获取的多组回波信号，重建至少一个切片图像。所述至少一个切片图像 中的每一个切片图像可以代表所述多个帧的每一帧中所述多个切片位置中的一个切片位置。其中，在所述 多个帧中的每一帧中所述多个PE步骤的至少一部分PE步骤中，可以施加相位调制磁场梯度，以使得对于 与K空间中相同位置处的所述PE线相对应并应用于所述多个帧中的一对帧的所述PE步骤而言，在所述多 个PE步骤中的一个PE步骤中，所述至少一个第二切片位置与所述第一切片位置之间的相位差是不同的。

本发明的附加特征将在下面的描述中部分阐述，并且本领域技术人员在查阅下述内容和附图，或者通 过示例进行实际操作或验证后，可以容易理解附加特征。本发明的特征可以通过实践或使用下面讨论的详 细示例中阐述的方法、工具和其组合来实现。

附图说明

本发明还通过多个示例性实施例进一步描述本发明，参考附图详细描述这些示例性实施例。这些实施 例是非限制性的示例性实施例，参考附图并不按比例绘制，其中类似的附图标记在附图的多个视图中表示 类似的结构，其中：

图1是本发明一些实施例中MRI系统的示意图；

图2是本发明一些实施例中MRI扫描仪的示意图；

图3是本发明一些实施例中计算设备的示例性硬件和/或软件组件的示意图；

图4是本发明一些实施例中移动设备的示例性硬件和/或软件组件的示意图；

图5是本发明一些实施例中示例性处理装置的框架示意图；

图6是本发明一些实施例中同步多片MRI的示例性过程的流程示意图；

图7是本发明一些实施例中示范性bSSFP脉冲序列的示意图；

图8A和图8B是本发明一些实施例中心脏中的两个切片位置的示例性混叠图像；

图9A和图9B是本发明的一些实施例中心脏中的两个切片位置的示例性参考切片图像；

图10是本发明的一些实施例中示例性心脏切片图像；

图11是本发明的一些实施例中示范性bSSFP脉冲序列的示意图；

图12是本发明的一些实施例中示范性FSE脉冲序列的示意图；

图13是本发明的一些实施例中示范性EPI脉冲序列的示意图。

具体实施方式

在以下详细描述中，通过实施例阐述了诸多具体细节，以便于对相关公开内容进行深入理解。然而， 本领域技术人员可以理解，在没有这些细节的情况下，本发明仍可实施。在一般情况下，为了避免不必要 地混淆本发明的各个方面，本发明以相对较高的水平描述了众所周知的方法、过程、系统、组件和/或电 路，而没有对其详细说明。对于本领域技术人员来说，对所公开的实施例的各种修改将是显而易见的，并 且在不脱离本发明的构思和范围的情况下，本发明定义的一般原则也可以适用于其他实施例和应用。因此， 本发明并不限于所示的实施例，而是涵盖了与权利要求一致的最宽范围。

本发明中使用的术语仅用于描述特定的实施例，并不限制本发明。如本发明所用，“一”、“一种” 可表示单数形式，也可以包括复数形式，除非上下文另有明确指示。可以进一步理解，在本发明中所使用 的术语“包括”和“包含”表示所述特征、整体、步骤、操作、元件和/或组件的存在，但不排除存在或 添加一个或多个其他特征、整体、步骤、操作、元件、组件和/或其组合。

应当理解，本发明中使用的术语“系统”、“单元”、“模块”和/或“块”是一种按升序区分不同 级别的不同组件、元件、部件、部分或组件的方式。但是，如果另一种表达方式的其他术语也可达到相同 的目的，则这些术语可能会被其取代。

通常，这里使用的“模块”、“单元”或“块”词语是指硬件或固件中包含的逻辑组件、或指软件指 令的集合。本发明描述的模块、单元或块可以用软件和/或硬件来实现，并且可以存储在任何类型的非暂 时性计算机可读介质或另一存储设备中。在一些实施例中，软件模块/单元/块可以被编译并链接到可执行 程序中。应当理解，软件模块可以从其他模块/单元/块或其自身调用，和/或可以响应检测到的事件或中 断而调用。用于在计算设备(例如，如图3所示的处理器310)上运行的软件模块/单元/块可以设置在计 算机可读介质上，例如光盘、数字视频光盘、闪存驱动器、磁盘或任何其他有形介质上，或者作为数字下 载(并且最初以压缩或可安装的格式存储，在执行之前需要安装、解压缩或解密)。这些软件代码可以部 分或全部存储在计算设备的存储设备上，以供计算设备执行。软件指令可以嵌入固件中，例如可擦除可编 程只读存储器(Erasable Programmable Read-Only Memory,英文简称为EPROM)。进一步可理解，硬件模 块/单元/块可以包括所连接的逻辑组件，例如门和触发器，和/或可包括可编程单元，例如可编程门阵列 或处理器。本发明描述的模块/单元/块或计算设备功能可以用软件模块/单元/块来实现，但也可以用硬件 或固件表示。一般来说，本发明所描述的模块/单元/块是指逻辑模块/单元/块，它们可以与其他模块/单元/块组合，或者尽管它们的物理组织或存储方式不同，但也可以划分为子模块/子单元/子块。下述详细 描述可以适用于系统、设备或其中的一部分。

可以理解，当一个单元、引擎、模块或块被称为“开启”、“连接到”或“耦合到”另一个单元、引 擎、模块或块时，它可以直接开启、连接到、耦合到或通信到另一个单元、引擎、模块或块，也可以是可 能存在的中间单元、引擎、模块或块，除非上下文另有明确说明。如本发明所使用的，术语“和/或”包 括一个或多个相关的所列特征的任何和所有组合。本发明中术语“像素”和“立体像素”可互换地用于指 代图像中的元素。本发明中术语“图像”用于指各种形式的图像，包括二维图像、三维图像、四维图像等。

可以理解，尽管术语“第一”、“第二”、“第三”等在本发明中可用于描述各种元件，但是这些元 件不应受这些术语的限制。这些术语仅用于区分一个元素和另一个元素。例如，在不脱离本发明示例实 施例的范围的情况下，第一元件可以被称为第二元件，并且类似地，第二元件可以被称为第一元件。

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。

本发明提供了用于非侵入性生物医学成像的系统和方法，例如用于疾病诊断或研究目的。本发明提供 的系统和方法主要关于MRI系统中的SMS。应当理解，这仅是出于说明目的。本发明提供的的系统和方法 可以应用于任何其他种类的成像系统。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(X射线MRI)系统、单光子发射计算机断层扫描磁共振成像(SPECT-MRI)系统、数字减影血管造影磁共 振成像(DSA-MRI)系统、计算机断层摄影-磁共振成像(MRI-CT)系统、正电子发射断层扫描-磁共振成像 (PET-MRI)系统等。

本发明的一方面涉及一种用于使用MRI扫描仪对受试目标的多个切片位置进行同步成像的系统和方法。 多个切片位置可以包括第一切片位置和至少一个第二切片位置。在多个帧中的每一帧中，该系统和方法 可以使MRI扫描仪向多个切片位置中的每一个施加多个PE步骤，以获取一组回波信号。在每个帧中的至 少一些PE步骤中的每个步骤中，可以应用相位调制磁场梯度(为简便起见也称为相位调制梯度)，以使 所述PE步骤对应于K空间中相同位置处的PE线并且被应用于所述多个帧中的一对帧中，在所述PE步骤 中的一个PE步骤中，所述至少一个第二切片位置与所述第一切片位置之间的相位差不同。

通过应用相位调制梯度，该系统和方法可以基于在帧中获取的多组回波信号来重建一个或多个切片图 像，而无需执行附加的参考扫描，每个所述切片图像可以表示一帧中的单个切片位置。例如，该系统和方 法可以基于对应的所述一组回波信号来重建每一帧中的切片位置的混叠图像，并且基于所述混叠图像来生 成切片位置的参考切片图像(例如，对混叠图像进行线性组合)。该系统和方法可以进一步基于所述混叠 图像和所述参考切片图像来重建切片图像。通过这种方式，该系统和方法可以避免对附加参考扫描的需要， 缩短扫描时间，和/或提高成像效率，和/或提高扫描对象的体验。

此外，在一些实施例中，本发明的相位调制可以通过MRI扫描仪的Z线圈单独、或与调相射频(Radio Frequency，英文简称为RF)激励脉冲组合施加的一个或多个相位调制梯度来实现。在多个帧中自动校准 SMS时用于调相的常规方法，例如并行成像中的受控混叠会导致更高的加速度(CAIPIRINHA)技术，该技 术仅使用相位调制的RF激励脉冲可能会受到脉冲序列的限制，从而没有回波序列，每个RF激励脉冲仅获 取一条PE数据线。本发明提供的系统和方法不仅可以适用于衰减梯度回波(Spoiled Gradient Echo， 英文简称为spGRE)序列，而且还可以适用平衡稳态自由进动(balanced Steady-State FreePrecession, 英文简称为bSSFP)脉冲序列。本发明的技术还可以应用于具有回波列的序列，例如回波平面成像(Echo Planar Imaging,英文简称为EPI)脉冲序列和快速自旋回波(Fast Spin Echo,英文简称为FSE)脉冲 序列。

图1是本发明一些实施例的示例性MRI系统100的示意图。参照图1，MRI系统100可以包括MRI扫 描仪110(或称为MR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MRI扫描仪110、所述处理设备120、所述存储设备130、和/或一个或多个所述终端140 可以经由无线连接、有线连接、或其组合相互连接和/或通信。所述MRI系统100中的组件之间的连接可 以是可变的。例如，所述MRI扫描仪110可以通过所述网络150连接到所述处理设备120。作为另一种可 实施方式，所述MRI扫描仪110可以直接连接所述处理设备120。

所述MRI扫描仪110可以用于扫描受试目标(或受试目标的一部分)以获取图像数据，例如与受试目 标相关联的回波信号(或MR信号)。例如，所述MRI扫描仪110可以通过在受试目标上施加MR脉冲序 列来检测多个回波信号。在一些实施例中，所述MRI扫描仪110可以包括例如主磁体201、梯度线圈(或 者也称为空间编码线圈)202、RF线圈203等，如图2所示。在一些实施例中，根据主磁体的类型，所述 MRI扫描仪110可以是永磁体MRI扫描仪、超导电磁体MRI扫描仪、或电阻电磁体MRI扫描仪等。在一些 实施例中，根据磁场强度，所述MRI扫描仪110可以是高场MRI扫描仪、中场MRI扫描仪、低场MRI扫描 仪等。

所述MRI扫描仪110扫描的受试目标可以是生物学的，也可以是非生物学的。例如，所述受试目标 可以包括扫描对象、人造物体等。作为另一种可实施方式，所述受试目标可以包括扫描对象的特定部位、 器官、组织、和/或身体部位。例如，所述受试目标可以包括头部、大脑、颈部、身体、肩膀、手臂、胸 部、心脏、胃、血管、软组织、膝盖、脚等，或其组合。

为便于说明，在图1中提供了包括X轴、Y轴和Z轴的坐标系160。图1所示的X轴和Z轴可以是水 平的，Y轴可以是垂直的。如图1所示，从面向所述MRI扫描仪110的正面方向看时，沿X轴的正X方向 可以是从所述MRI扫描仪110的右侧到左侧；沿Y轴的正Y方向可以从图1所示的所述MRI扫描仪110的 下部到上部；沿Z轴的正Z方向可以是图1所示的受试目标从所述MRI扫描仪110的扫描通道(或称为孔) 移出的方向。

在一些实施例中，可以指示所述MRI扫描仪110沿着切片选择方向选择受试目标的解剖切片，并扫描 该解剖切片以从该切片中获取多个回波信号。在扫描期间，可以通过沿着相位编码方向和频率编码方向的 空间编码线圈(例如，X线圈和Y线圈)来实现切片内的空间编码。可以对回波信号进行采样，并且可以 将对应的采样数据存储到K空间矩阵中以进行图像重建。为便于说明，本发明中的所述切片选择方向可以 对应于由坐标系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由坐标系160定 义的Y方向和K空间中的Ky方向。并且所述频率编码方向可以对应于由坐标系160定义的X方向和K空 间中的Kx方向。需要说明的是，可以根据实际需要对所述切片选择方向、所述相位编码方向和所述频率 编码方向进行修改，并且这些修改不脱离本发明的范围。所述MRI扫描仪110的更多描述可以在本发明的 其他地方找到。参照图2及其说明。

所述处理设备120可以处理从所述MRI扫描仪110、所述存储设备130、和/或所述终端140获得的数 据和/或信息。例如，所述MRI扫描仪110可以同时激发受试目标的多个切片位置，从该切片位置获取MR 数据。所述处理设备120可以通过处理由MRI扫描仪110收集的所述MR数据来生成切片位置的混叠图像。 可选地，基于所述混叠图像，所述处理设备120可以重建多个切片图像，每个所述切片图像可以表示切片 位置中的一个切片位置。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可以通过网络150访问来自所述MRI扫描仪110、所述存储设备130、和/或所述终端140的信 息和/或数据。作为另一个示例，所述处理设备120可以直接连接所述MRI扫描仪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可以被实现在云平台 上。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，或其组 合。在一些实施例中，所述处理设备120可以由具有如图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MRI扫描仪110、处理设备120、和/或所述终端140中获取的数据。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可以执行或使用该数据和/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。示例性大容量存储设备可以包括磁盘、光盘、固态 驱动器等。示例性可移动存储设备可以包括闪存驱动器、软盘、光盘、存储卡、zip盘、磁盘。示例性的 易失性读写存储器可以包括随机存取存储器(RAM)。示例性RAM可以包括动态RAM(DRAM)、双倍速率同步动态RAM(DDR SDRAM)、静态RAM(SRAM)、晶闸管RAM(T-RAM)、零电容器RAM(Z-RAM)。示例性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)、数字多功能光盘、磁盘ROM等。在一些实施例中，所述存储设备130 可以如本发明中其他地方所描述的在云平台上实现。

在一些实施例中，所述存储设备130可以连接到网络150以与MRI系统100中的一个或多个其他组件 (例如，MRI扫描仪110、处理设备120、和/或终端140)通信。所述MRI系统100的一个或多个组件可 以通过网络150访问存储在存储设备130中的数据或指令。在一些实施例中，所述存储设备130可以是处 理设备120或终端140的一部分。

所述终端140可以用于实现用户与所述MRI系统100之间的用户交互。例如，一个或多个终端140可 以接受用户输入的使MRI扫描仪110扫描受试目标的指令。作为另一示例，所述终端140可以从处理设备 120接收处理结果(例如，表示受试目标的切片位置的切片图像)，并且将处理结果显示给用户。在一些 实施例中，所述终端140可以连接到MRI扫描仪110、处理设备120、和/或存储设备130，和/或与上述组 件通信。在一些实施例中，所述终端140可以包括：移动设备140-1、平板计算机140-2、膝上型计算机 140-3等，或它们的组合。例如，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、台式机等，或它们的组合。在一些实施例中， 一个或多个终端140可以包括输入设备、输出设备等。输入设备可以包括字母数字和其他键，这些键可以 经由键盘、触摸屏(例如，带有触觉或触觉反馈)、语音输入、眼睛跟踪输入、大脑监控系统、或任何其 他可比较的输入机制。通过输入设备接收的输入信息可以经由例如总线被发送到处理设备120，以进行进 一步处理。其他类型的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。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可以是处理设备120或 MRI扫描仪110的一部分。

所述网络150可以包括可以促进所述MRI系统100的信息和/或数据交换的任何合适的网络。在一些 实施例中，所述MRI系统100的一个或多个组件(例如，MRI扫描仪110、处理设备120、存储设备130、 一个或多个终端140等)可以经由网络150与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可以经由网络150从MRI扫描仪110获得图像数据(例如，回波信号)。作为另 一示例，所述处理设备120可以经由网络150从终端140获得用户指令。所述网络150可以包括公共网络 (例如，互联网)、专用网络(例如，局域网(LAN)、广域网(WAN)等网络)、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、服务器计算机等， 或其组合。例如，所述网络150可以包括电缆网络、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)、公共电话交换网络(PSTN)、蓝牙网络、ZigBee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 可以包括诸如基站和/或互联网交换点之类的有线和/或无线网络接入点，所述MRI系统100的一个或多个 组件可以通过有线和/或无线接入点连接到网络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/或可以省略上述一个或多个组件。附加地或替代地，所述MRI系统100的两个或更多个组件可 以被集成到单个组件中。例如，所述处理设备120可以集成到MRI扫描仪110中。作为另一个示例，MRI 系统100的组件可以由可以实现该组件的功能的另一个组件来代替。在一些实施例中，所述存储设备130 可包括云计算平台的数据存储，例如公共云、私有云、社区云和混合云等。然而，那些变化和修改不脱离 本发明的范围。

图2为根据本发明的一些实施例的示例性MRI扫描仪110的示意图。所述MRI扫描仪110的一个或多 个组件如图2所示。如图所示，所述主磁体201可以产生第一磁场(或称为主磁场)，该第一磁场可以 施加到暴露在该磁场内部的受试目标(也称为对象)。所述主磁体201可以包括都需要电源运行的电阻磁 体或超导磁体。或者，所述主磁体201可以包括永磁体。所述主磁体201可以包括用于放置受试目标的孔。 所述主磁体201还可以控制所产生的主磁场的均匀性。一些匀场线圈可能在所述主磁体201中。放置在所 述主磁体201的间隙中的匀场线圈可以补偿所述主磁体201的磁场的不均匀性。所述匀场线圈可由匀场电 源供电。

梯度线圈202可以位于主磁体201的内部。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)。第二磁场可以叠加在由主磁体201产生的主磁场上并且使主磁场变形，使得扫描目 标的质子的磁取向可以根据其在梯度场内的位置而变化，从而将空间信息编码为由成像受试目标区域生成 的回波信号。梯度线圈202可以包括X线圈(例如，用于生成对应于X方向的梯度场Gx)、Y线圈(例如， 用于生成对应于Y方向的梯度场Gy)、和/或Z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，可以基于圆形(Maxwell)线圈来设计Z线圈，可以基于鞍形(Golay)线圈 来设计X线圈和Y线圈。三组线圈可以产生用于位置编码的三个不同的磁场。梯度线圈202可以对回波信 号进行空间编码以用于图像构造。梯度线圈202可以与X梯度放大器204、Y梯度放大器205、或Z梯度放 大器206中的一个或多个连接。三个放大器中的一个或多个可以连接到波形发生器216。波形发生器216 可产生用于X梯度放大器204、Y梯度放大器205、和/或Z梯度放大器206的梯度波形。放大器可放大波 形。可以将放大的波形施加到梯度线圈202中的线圈之一，以分别在X轴、Y轴、或Z轴上产生磁场。梯 度线圈202可用于闭孔MRI扫描仪或开孔MRI扫描仪。在一些情况下，梯度线圈202的所有三组线圈可以 通电，并且由此可以生成三个梯度场。在本发明的一些实施例中，可以对X线圈和Y线圈通电以产生沿X 方向和Y方向的梯度场。如图2所示，X轴、Y轴、Z轴、X方向、Y方向、Z方向与图1所示相同或相似。

在一些实施例中，RF线圈203可以位于主磁体201的内部，并用作发射器、接收器、或两者兼用。RF 线圈203可以与RF电子器件209连接，RF电子器件209可配置或用作一个或多个集成电路(IC)，作为 波形发送器和/或波形接收器。RF电子设备209可以连接到射频功率放大器(RFPA)207和模数转换器(ADC) 208。

当RF线圈203用作发射器时，RF线圈203可以产生RF信号以提供第三磁场，该第三磁场用于产生与 被成像的受试目标的区域有关的回波信号。第三磁场可以垂直于主磁场。波形发生器216可以产生RF脉 冲。RF脉冲可以由RFPA 207放大，经RF电子器件209处理，并应用于RF线圈203产生射频信号，以响 应RF电子器件209基于放大的射频脉冲产生的强大电流。

当用作接收器时，RF线圈203可以负责检测回波信号。在激发之后，可以由RF线圈203感测由受试 目标产生的回波信号。然后，接收放大器可以从RF线圈203接收感测到的回波信号，放大感测到的回波 信号，并将放大的回波信号提供给ADC 208。ADC 208可以将回波信号从模拟信号转换为数字信号。然后 可以将数字回波信号发送到处理设备120以进行采样。

在一些实施例中，梯度线圈202和RF线圈203可以相对于受试目标在圆周上定位。本领域技术人员 可以理解，主磁体201、梯度线圈202和RF线圈203可以位于受试目标周围的各种配置中。

在一些实施例中，RFPA 207可以放大RF脉冲(例如，RF脉冲的功率、RF脉冲的电压)，使得产生放 大的RF脉冲以驱动RF线圈203。RFPA 207可以包括基于晶体管的RFPA、基于真空管的RFPA等，或它们 的任意组合。基于晶体管的RFPA可以包括一个或多个晶体管。基于真空管的RFPA可以包括三极管、四极 管、速调管等，或其任意组合。在一些实施例中，RFPA 207可以包括线性RFPA或非线性RFPA。在一些 实施例中，RFPA 207可以包括一个或多个RFPA。

在一些实施例中，所述MRI扫描仪110可以进一步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运输装置。可以将受试目标放置在受试目标支架上，并通过传输装置将 其放置在主磁体201的孔内。

MRI系统(例如，在本发明中公开的MRI系统100)可以通常用于从扫描对象那里获得特定感兴趣区 域(ROI)的内部图像，用于诊断、治疗等类似目的。MRI系统包括主磁体(例如，主磁体201)组件，用 于提供强而均匀的主磁场，以对准受试目标体内H原子的各个磁矩。在此过程中，H原子以其固有的拉莫 尔频率在其磁极周围振荡。如果组织受到附加磁场的调节，该磁场被调整为拉莫尔频率，则H原子会吸收 附加能量，从而使H原子的净对齐矩旋转。附加磁场可以由RF激励信号(例如，由RF线圈203产生的RF 信号)提供。当去除附加磁场时，H原子的磁矩旋转回与主磁场对齐，从而发出回波信号，接收并处理回 波信号以形成MR图像。T1弛豫可以是净磁化强度平行于主磁场增长/恢复到其初始最大值的过程。T1 可以是纵向磁化(例如，沿着主磁场)的再生长的时间常数。T2弛豫可以是磁化横向分量衰减或退相的过 程。T2可以是横向磁化强度的衰减/去相的时间常数。

如果在扫描目标的整个身体上的主磁场是均匀的，则RF激励信号可以非选择性地激发样品中的所有H 原子。因此，为了对扫描目标身体的特定部位成像，磁场梯度Gx、Gy和Gz(例如，由梯度线圈202产生) 在X、Y和Z方向上具有特定的时间、频率、和相位，可以叠加在均匀磁场上，以使RF激励信号激发扫描 目标身体所需切片中的H原子，并且根据“图像切片”中H原子的位置在回波信号中编码唯一的相位和 频率信息。

通常情况下，扫描目标身体的要成像的部分是通过一系列测量周期来扫描的，在该测量周期中，RF激 励信号和磁场梯度Gx、Gy和Gz根据正在使用的MRI成像协议而变化。可以针对一种或多种要成像的组织、 疾病、和/或临床情况设计一种协议。协议可以包括定向于不同平面和/或具有不同参数的一定数量的脉冲 序列。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，或其任何组合。例 如，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、具有弛豫增 强的快速采集(RARE)脉冲序列、半傅里叶采集单发涡轮自旋回波(HASTE)脉冲序列、涡轮梯度自旋回 波(TGSE)脉冲序列等或它们的任意组合。作为另一个示例，梯度回波序列可以包括bSSFP脉冲序列、spGRE 脉冲序列、EPI脉冲序列，稳态自由进动(SSFP)脉冲序列或类似的序列，或其任何组合。该协议还可以包 括关于图像对比度和/或比率、ROI、切片厚度、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FSE、梯度回 波、具有稳态过程的快速成像等)、翻转角值、采集时间(TA)、回波时间(TE)、重复时间(TR)、回 波列长度(ETL)、相数、激励数(NEX)、反转时间、带宽(例如，RF接收机带宽、RF发射机带宽等) 或类似的，或其任何组合。对于每次MRI扫描，可以对所产生的回波信号进行数字化处理，以根据所使用 的MRI成像协议重建图像。

图3是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。计算设备300可 以用于实现MRI系统100的任何组件。例如，处理设备120和/或终端140可以分别经由其硬件、软件程 序、固件其组合被实现在计算设备300上。尽管仅示出了一个这样的计算设备，但是为了方便起见，本发 明所述的与MRI系统100有关的计算机功能可以以分布方式在多个相似平台上实现，以分配处理负荷。如 图3所示，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。

处理器310可以根据本发明描述的技术执行计算机指令(例如，程序代码)并执行处理设备120的功 能。计算机指令可以包括例如例程、程序、对象、组件、数据结构、过程、模块和功能，其执行本发明描 述的特定功能。例如，处理器310可以处理从MRI扫描仪110、终端140、存储设备130和/或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，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(ASIC)、专用指令集处理器(ASIP)、 中央处理器(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机器(ARM)、可编程逻辑装置(PLD)、能够执行一个 或多个功能等的任何电路或处理器，或其任意组合。

仅出于说明的目的，在计算设备300中仅描述了一个处理器。然而，应注意，本发明中的计算设备300 还可以包括多个处理器，因此，如本发明所述的由一个处理器执行的操作和/或方法操作也可以由多个处 理器联合或分开地执行。例如，如果在本发明中，计算设备300的处理器同时执行操作A和操作B，则应 当理解，操作A和操作B也可以由计算设备300中的两个或更多个不同处理器联合或分别执行。(例如， 第一处理器执行操作A，第二处理器执行操作B，或者第一处理器和第二处理器共同执行操作A和B)。

存储器320可以存储从MRI扫描仪110、终端140、存储设备130和/或MRI系统100的任何其他组件 获得的数据/信息。存储设备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，或其任意组合。在一些实施例中，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，存储器320可以存储程序以供处理设备120执行而用于SMS成像。

I/O 330可以输入和/或输出信号、数据、信息等。在一些实施例中，I/O 330可以使用户能够与 处理设备120交互。I/O 330可以包括输入设备和输出设备。输入设备可以包括字母数字和其他键，可 以通过键盘、触摸屏(例如，带有触觉或触觉反馈)、语音输入、眼睛跟踪输入、大脑监控系统或任何其 他类似的输入机制来输入。通过输入设备接收的输入信息可以通过例如总线的方式被发送到另一组件(例 如，处理设备120)，以进行进一步处理。其他类型的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。输出设备可以包括显示器(例如，液晶显示器(LCD)、发光基于二极管(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)、扬声器、打印机等，或其组 合。

所述通信端口340可以连接到网络(例如，网络150)以方便数据通信。通信端口340可以在处理设 备120与MRI扫描仪110、终端140、和/或存储设备130之间建立连接。该连接可以是有线连接、无线连 接、任何其他可以实现数据发送和/或接收的通信连接，和/或这些连接的任意组合。有线连接可以包括例 如电缆、光缆、电话线等，或其任何组合。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)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， 可以在移动设备400上实现MRI系统100的一个或多个组件(例如，终端140和/或处理设备120)。

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装置120的框图。如图5所示，所述处理装置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、以及切片图像重建模块504。

所述控制模块501可用于控制MRI系统100的一个或多个组件。例如，在多个帧的每一个帧中，控制 模块501可以指示MRI扫描仪对受试目标(如扫描对象)的多个切片位置中的每一个切片位置进行多个PE 步骤，以获取一组回波信号。如本发明所述，受试目标的切片位置可以指的是与由坐标系统160定义的X-Y 平面平行的受试目标的横向平面。所述帧可以指具有任何持续时间的时间段。所述PE步骤可以指用于沿 相位编码方向进行空间编码的单个捕获步骤。在某些实施例中，在每一帧的至少一部分PE步骤的每一个 PE步骤中，MRI扫描仪的Z线圈可以沿着切片编码方向应用相位调制梯度。关于回波信号的获取的更多描 述可在本发明的其他地方找到。参见图6中的操作601及其相关说明。

所述混叠图像重建模块502可用于基于在该帧中获得的一组回波信号重建代表该帧中受试目标的切片 位置的混叠图像。例如，所述混叠图像重建模块502可以对帧中获取的回波信号进行采样，并将采样后的 数据存储到k空间矩阵中。所述混叠图像重建模块502可以通过傅里叶变换将k空间矩阵进一步重建为帧 的混叠图像。关于重建混叠图像的更多描述可在本发明的其他地方找到。参见图6中的操作602及其相关 说明。

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切片图像。所述多个参考切片图 像中的每一个参考切片图像代表多个帧中的一个以上帧中的多个切片位置中的每一个切片位置。在某些实 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)来生成参考切片图像。关于生成 参考切片图像的更多描述可在本发明的其他地方找到。参见图6中的操作603及其相关说明。

所述切片图像重建模块504可以用于基于混叠图像和参考切片图像来重建至少一个切片图像。所述至 少一个切片图像中的每一个切片图像可以表示多个帧中的每一帧中的切片位置中的一个切片位置。在一些 实施例中，可根据平行成像重建算法基于混叠图像和参考切片图像来重建至少一个切片图像。关于切片图 像的重构的更多描述可以在本发明的其他地方找到。参见图6中的操作604及其相关说明。

应当注意，以上描述仅仅是为了解释说明的目，并且并非旨在限制本发明的范围。对于本领域普通技 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。 作为一种可实施方式，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)。作为另一种可实施方式，可以省略上述处理设备120的一个或多个模块。此外，所述处理设备120 的两个或更多个模块，例如混叠图像重建模块502和参考图像生成模块503，可以被集成到单个组件中。 所述处理设备120的模块还可以分为两个或更多个单元。

图6是根据本发明的一些实施例的用于同步多层MRI的示例性过程的流程图。在一些实施例中，流程 600可以由MRI系统100执行。例如，流程600可以被实现为存储在存储设备(例如，存储设备130、存 储器320、和/或存储器490)中的一组指令(例如，应用程序)。在一些实施例中，所述处理设备120(例 如，计算设备300的处理器310、移动设备400的CPU440、和/或图5所示的一个或多个模块)可以执行 该指令集并且可以相应地被指示而执行流程600。

在一些实施例中，可以执行该流程600，以使用MRI扫描仪同时对受试目标(例如，扫描对象、扫描 对象的特定器官、人造物体)的多个切片位置进行成像。如本发明中所使用的，受试目标的切片位置可以 指受试目标平行于坐标系160定义的XY平面的横切面。成像的切片位置的计数可以等于任何正数，例如 两个、三个、四个、五个等。成像切片位置可能位于受试目标的任何位置。执行同步成像的MRI扫描仪可 以包括与结合图1和图2描述的MRI扫描仪110类似的一个或多个组件。例如，MRI扫描仪可以包括主磁 体、三组梯度线圈、RF线圈等，或它们的任意组合。三组梯度线圈可以用于分别在由坐标系160限定的X 方向、Y方向和Z方向上产生磁梯度场Gx、磁梯度场Gy、和磁梯度场Gz。为了说明的目的，多个切片位置中的一个切片位置可视为第一切片位置，而其他切片位置可视为至少一个第二切片位置。第一切片位置 可以是从切片位置中选择的任何切片位置。在一些实施例中，第一切片位置可以穿过MRI扫描仪的等角点。

在操作601中，在多个帧中的每个帧期间，处理设备120(例如，控制模块501、处理器310的处理 电路)可以指示MRI扫描仪对每个帧应用多个PE步骤以拍摄受试目标的切片位置，从而获取一组回波信 号。

本发明中所使用的帧可指代具有任何持续时间的时间段。所述多个帧可以是连续或不连续的帧。不同 的帧可以具有相同的持续时间或不同的持续时间。所述PE步骤可以指代用于沿着相位编码方向进行空间 编码的单个捕获步骤。帧中的每个PE步骤都可以从激励的切片位置获取回波信号，其中所获取的回波信 号可存储为该帧对应的k空间矩阵的单行PE线。与所述帧相对应的K空间矩阵可以是沿着频率编码方向 的Kx轴和沿着相位编码方向的Ky轴的二维矩阵。对应于帧的K空间矩阵可以用于重建对应于帧的混叠 图像，具体在操作602进行详细描述。

在一些实施例中，可以将与某个帧相对应的K空间矩阵的矩阵大小与要重建的帧的混叠图像的分辨率 相关联。例如，为了重建具有256×128的分辨率的混叠图像，可能需要生成256×128的K空间矩阵。也 就是说，可能需要在特定帧中应用256个PE步骤以填充K空间矩阵的256条PE线。可以基于PE步骤的 计数(或数量)和每个PE步骤的单位持续时间来确定特定帧的持续时间。在一些实施例中，对应于多个 帧的K空间矩阵可以具有相同的矩阵大小。在不同帧的K空间矩阵中，位于同一行的PE线可以视为位于K 空间中的相同位置。与位于K空间中相同位置的PE线相对应并且在不同帧中应用的PE步骤，可以认为是 相互对应的。

在一些实施例中，在一帧期间，可以通过施加特定的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RF激励脉冲，并且在每个RF激励脉冲之 后仅可以获取一个回波信号(即，对应于单个PE线的数据)。没有回波序列的示例性第一脉冲序列可以 包括bSSFP脉冲序列和spGRE脉冲序列等。在一些实施例中，第一脉冲序列中的每个RF激励脉冲可以是 多频带RF脉冲，其可以同时应用切片选择梯度的射频脉冲来同时激发待成像的多个切片位置。

作为另一个示例，可以将具有回波列的第二脉冲序列应用于帧中以执行相应的PE步骤。在每个单个 RF激励脉冲之后，第二脉冲序列可以获取多个回波信号(即，对应于多条PE线的数据)。具有回波序列 的示例性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 适合于扫描不同的对象。例如，可以将EPI脉冲序列应用于扫描扫描目标的大脑。

在操作602中，对于每个帧，处理设备120(例如，混叠图像重建模块502、处理器310的处理电路) 可基于对应的回波信号集，重建代表帧中切片位置的混叠图像。

在一些实施例中，对于每一帧，处理设备120可以对在帧中获取的回波信号集合进行采样，并且将采 样的数据存储到与帧相对应的K空间矩阵中。处理设备120还可以通过执行傅立叶变换将与帧相对应的K 空间矩阵重建为帧的混叠图像。重建的混叠图像可以包括混叠伪像，即混叠像素。为了减少混叠图像中的 混叠伪像并促进基于混叠图像的切片分离，可以尝试在每个重建的混叠图像中，重建的混叠图像与受试目 标的不同切片位置相对应的部分具有预设视场(FOV)彼此相对移动。例如，对于具有128×128的分辨率 的两个切片位置的混叠图像，理想情况是，与该混叠图像中的两个切片位置相对应的部分相对于彼此具有 一半的FOV偏移，例如，沿相位编码方向移动64像素。作为另一示例，对于具有128×300的分辨率的三 个切片位置的混叠图像，期望与该混叠图像中的每两个相邻切片位置相对应的部分相对于彼此具有三分之 一的FOV偏移。例如，沿相位编码方向偏移100像素。在一些实施例中，预设的FOV偏移可以是MRI系统 100的默认设置，或者由MRI系统100的用户通过例如终端(例如，终端140)手动设置。可替代地，可 以由处理装置120基于例如要成像的切片位置的计数、不同切片位置之间的距离、RF线圈(例如，RF线 圈203)的灵敏度或类似的，或其任何组合，来确定预设的FOV偏移。

为了在帧的混叠图像中实现预设的FOV偏移，可以由MRI扫描仪的梯度线圈(例如，Z线圈)沿着切 片编码方向(即，坐标系160的Z方向)施加相位调制梯度。例如，在帧中的每个PE步骤(或其一部分) 中，MRI扫描仪的Z线圈可在激励切片位置被之后且在读出相应的回波信号之前，沿切片编码方向施加相 位调制梯度。由于在PE步骤中应用了相位调制梯度，因此在获取对应的回波信号时，每个切片位置可以 具有特定的相位。

在一些实施例中，可设计用于帧中相位调制梯度，从而避免需要对切片位置进行附加的参考扫描。例 如，对于在多个帧中的一对帧中应用的对应的PE步骤，第二切片位置与第一切片位置之间的相位差不同， 其中，该对帧可以是两个连续的帧或其中的不连续的帧。例如，如图7所示，在帧1和帧2中的每个第一 PE步骤中，可以施加相位调制梯度，使得切片位置S1与S2之间的相位差从帧1中的-90改变为帧2中的 90°。作为另一示例，如图11所示，可以在帧3中的第一PE步骤中施加相位调制梯度，使得切片位置S3 与S4之间的相位差从帧3中的-120改变为帧4中的0°，并且切片位置S3与S5之间的相位差S5从帧3 中的-240°改变为帧4中的0°。

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，可以沿着切片 编码方向施加补偿磁场梯度。补偿磁场梯度可以与在至少一个PE步骤中施加的相位调制梯度具有相同的 幅度并且在相反的梯度方向上。这可以消除或减小在至少一个PE步骤中施加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，在其中施加相位调制梯度的每个PE步骤中，可以在读出 相应的回波信号之后施加补偿磁场梯度。例如，在其中施加bSSFP脉冲序列的帧期间，可以在该帧中的每 个PE步骤中施加补偿磁场梯度。可替代地，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， 在其中施加spGRE脉冲序列。

在一些实施例中，可以在至少一帧的至少一个PE步骤中施加相位调制的RF激励脉冲以激励多个切片 位置，并且可以通过将相位调制的RF激励脉冲和在至少一个PE步骤中施加的相位调制梯度组合来实现至 少一个PE步骤中的相位调制。例如，为了在PE步骤中在第二切片位置和第一切片位置之间获得180度的 相位差，可以通过相位调制的RF激励脉冲来获得90度的相位差，而另一个90度的相位差可以通过相位 调制梯度来实现。关于在帧中施加的脉冲序列的配置的更多描述可以在本发明的其他地方找到。例如，参 见如图7至图13及其相关描述。

在操作603中，处理设备120(例如，参考图像生成模块503、处理器310的处理电路)可以基于多 个混叠图像来生成多个参考切片图像。

本发明中的参考切片图像是指代表多个帧中的一个以上帧中的多个切片位置中的每一个切片位置的 图像。参考切片图像的时间分辨率比在操作602中重建的混叠图像和要在操作604中重建的切片图像的时 间分辨率低。例如，混叠图像可以对应于单个帧，而参考切片图像可以基于一个以上的混叠图像来生成， 从而具有较低的时间分辨率。

在一些实施例中，可以通过对在操作602中重建的至少两个混叠图像进行组合(例如，线性组合)来 生成参考切片图像。例如，可以在操作602中重建与四个帧(包括第一帧、第二帧、第三帧和第四帧)相 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)。可以通过将 四个混叠图像中的至少两个进行组合来生成具有特定切片位置的参考切片图像。例如，可以通过将第一混 叠图像和第二混叠图像相加、或从第二混叠图像中减去第一混叠图像来生成第一切片位置的参考切片图像 R1。参考切片图像R1可以对应于第一帧和第二帧，并且具有比原始四个混叠图像低的时间分辨率。作为 另一示例，第一切片位置的参考切片图像R2可以是第一混叠图像、第二混叠图像和第三混叠图像的加权 和。参考切片图像R2可以对应于第一帧、第二帧和第三帧，并且具有比原始四个混叠图像低的时间分辨 率。在一些实施例中，参考切片图像R1和R2的平均值可以确定为第一切片位置的最终参考切片图像。

在操作604中，处理设备120(例如，切片图像重建模块504、处理器310的处理电路)可基于混叠 图像和参考切片图像来重建至少一个切片图像。至少一个切片图像中的每一个切片图像可以表示多个帧的 每一帧中的多个切片位置中的一个切片位置。至少一个切片图像可以具有与在操作602所描述的混叠图像 相同的时间分辨率。本发明中的“基于混叠图像和参考切片图像”是指“基于混叠图像的至少一部分和参 考切片图像的至少一部分”。

至少一个切片图像的重建可以基于混叠图像和参考片图像执行并行成像重建算法实现。例如，切片广 义自动校准部分并行采集(GRAPPA)算法、同时获取空间谐波(SMASH)算法、灵敏度编码(SENSE)算法 等。在一些实施例中，对于每个帧中的每个切片位置，可以在操作604中重建对应的切片图像。例如，如 果存在两个切片位置和两个帧，则可以重建四个切片图像。可替代地，在操作604中可以仅重建四个切片 图像的一部分。例如，在操作604中，可以根据帧的混叠图像和第一切片位置的参考切片图像，根据GRAPPA 算法来重建一个帧中的第一切片位置的一个切片图像。

在一些实施例中，受试目标可以在多个帧期间经历生理运动。例如，受试目标可以包括经历心脏运动 的扫描目标的心脏。可以对扫描目标心脏中的多个切片位置进行成像以生成在多个心脏相位中的每个切片 位置的一系列切片图像。对于扫描目标心脏中的切片位置，相应的切片图像可以动态地示出在不同的心脏 相位中切片位置沿着时间维度的心脏运动。在一些实施例中，扫描目标在多个帧期间可以很少或不进行生 理运动。例如，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切片位置进行成像以生成每个切片位置的一系列切片图像。对于扫描目标脑中的切片位置，相应的切片图像可以动态地示出大脑 的激活区域中的变化(例如，血流量的变化)。

应该注意的是，以上关于流程600的描述仅是出于说明的目的，而并非旨在限制本发明的范围。对于 本领域普通技术人员而言，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操作和/或不具有上面讨论的 一个或多个操作来完成。例如，流程600可以包括将切片图像发送到终端设备(例如，医生的终端140) 以进行显示的附加操作。在一些实施例中，流程600的两个或更多个操作可以被集成为单个操作，和/或 流程600的单个操作可以被划分为两个操作。例如，操作602至操作604可以集成到单个操作中，其中处理设备120可以基于在操作601中获取的多组回波信号来重建切片图像。在一些实施例中，单个参考切片 图像可以在操作603中重新生成特定切片位置的图像，以在操作604中重建特定切片位置的切片图像。

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。bSSFP脉冲序列700可以由 MRI扫描仪(例如，MRI扫描仪110)施加，以同时对受试目标的切片位置S1和切片位置S2成像。参照图7，可以以不同的调制策略将bSSFP脉冲序列700应用于帧1和帧2。在帧1和帧2中的每一帧期间，可以 将多个PE步骤(例如，如图7所示的PE1、PE2、PE3和PE4)应用于切片位置S1和切片位置S2以获得对 应的一组回波信号。

出于说明的目的，在下文中以bSSFP脉冲序列700在帧1中的应用为例进行描述。在帧1中的每个PE 步骤中，可以使用带有切片选择梯度的RF脉冲(例如，多波段RF脉冲)来同时激发切片位置S1和切片 位置S2，然后可以从切片位置S1和切片位置S2获取回波信号。可以将帧1中每个PE步骤中获取的回波 信号作为PE线存储在与帧1相对应的K空间矩阵中。可以通过对与帧1相对应的K空间矩阵执行傅立叶 变换来重建与帧1相对应的切片位置S1和切片位置S2的混叠图像A1。

在一些实施例中，在帧1中的每个PE步骤期间，在切片位置Sl和切片位置S2被激励发之后并且在 读出对应的回波信号之前，可以由MRI扫描仪的Z线圈施加相位调制梯度，以便在与混叠图像A1中的切 片位置S1与切片位置S2相对应的部分之间施加预设的FOV/2移位。例如，切片位置S1可以位于MRI扫 描仪的等角点处，并且在帧1中不同PE步骤中，切片位置S1的相位可以始终等于0°。由于在帧1的PE 步骤中应用了相位调制梯度，切片位置S2的相位可能沿相位编码方向在-90°和90°之间交替，切片位置 S1与切片位置S2之间的相位差沿相位编码方向可以在90°和-90°之间交替。在一些实施例中，可以根据 预设的FOV偏移、切片位置S1和切片位置S2之间的距离、受试目标的旋磁比、相位调制梯度的幅度、位 调制梯度的持续时间等或其任意组合，来确定在PE步骤中施加的相位调制梯度的强度。

理想地，在帧1的PE步骤中，可以在读出对应的回波信号之后以及在下一次激励切片位置S1和切片 位置S2之前，将切片位置S1和切片位置S2的相位调制调整为0，以消除或减少相位调制梯度对下一个 PE步骤中回波信号采集的影响。因此，在一些实施例中，在读出相应的回波信号之后，可以在帧1中的 PE步骤中沿着切片编码方向施加补偿磁场梯度。在PE步骤中施加的补偿磁场梯度可以与在PE步骤中施加 的相位调制梯度具有相同的幅度并且在相反的梯度方向上。例如，在帧1中的某个PE步骤中，在施加相 位调制梯度之后，切片位置S2的相位等于-90°。在读出相应的回波信号之后并且在施加下一个激励RF脉 冲之前，可以施加补偿磁场梯度以将切片位置S2的相位改变90°，以达到0°。

bSSFP脉冲序列700在帧2中的应用与bSSFP脉冲序列700在帧1中的应用类似，不同之处在于，在 帧2的每个PE步骤中应用的相位调制梯度可能不同。这样，对于帧1和帧2中的相应PE步骤而言，切片 位置S1与切片位置S2之间的相位差不同。例如，如图7所示，帧2中的切片位置S2的相位沿着相位编 码方向在90°和-90°之间交替，并且帧2中的切片位置S1与切片位置S2之间的相位差可以在相位编码 方向-90°和90°之间交替。对于与K空间中相同位置处的PE线相对应并在帧1和帧2中应用的PE步骤， 切片位置S1和切片位置S2之间的相位差可能会改变180°。以帧1和帧2中应用的第一个PE步骤为例， 切片位置S1与S2之间的相位差从帧1中的-90°变为帧2中的90°。

在一些实施例中，处理设备120可以基于在帧1中获得的回波信号来重建与帧1相对应的切片位置S1 和切片位置S2的混叠图像A1，以及基于帧2中通过执行例如操作602获得的回波信号，获取与帧2相对 应的切片位置S1和切片位置S2的混叠图像A2。由于帧1和帧2中的相位调制，混叠图像A1可视为切片 位置S1和切片位置S2的总和，混叠图像A2可视为切片位置S1和切片位置S2之间的差，混叠图像A1和 混叠图像A2可以分别由公式(1)和公式(2)表示，如下所示：

A1＝S1+S1， (1)

A2＝S1-S2。 (2)

可以分别根据公式(3)和(4)来线性组合混叠图像A1和混叠图像A2，以确定表示帧1和帧2中的 切片位置S1的参考切片图像F1，以及表示帧1和帧2中的切片位置S2的参考切片图像F2。公式(3)和 (4)如下：

参考切片图像F1和参考切片图像F2可以具有比混叠图像A1和混叠图像A2更低的时间分辨率。处理 设备120可以进一步基于混叠图像A1和混叠图像A2以及参考切片图像F1和参考切片图像F2来重建切片 位置S1和切片位置S2的一个或多个切片图像。例如，处理设备120可以基于混叠图像A1、参考切片图像 F1和参考切片图像F2，使用并行成像重建算法来重建帧1中的切片位置S1和切片位置S2中的每一个的 切片图像。类似地，处理设备120可以基于混叠图像A2、参考切片图像F1和参考切片图像F2，重建帧2 中的切片位置S1和切片位置S2中的每一个的切片图像。

在一些实施例中，图7所示的bSSFP脉冲序列700可以应用于SMS心脏MRI的扫描目标的心脏中的切 片位置S1和切片位置S2。为了说明的目的，图8A示出了根据本发明的一些实施例在帧1中获取的心脏中 的切片位置S1和切片位置S2的示例性混叠图像810。图8B示出了根据本发明的一些实施例的在帧2中获 取的心脏中的切片位置S1和切片位置S2的示例性混叠图像820。图9A示出了根据本发明的一些实施例的 帧1和帧2中的切片位置S1的示例性参考切片图像910。图9B示出了根据本发明的一些实施例的帧1和 帧2中的切片位置S2的示例性参考切片图像920。图10示出了根据本发明的一些实施例的帧1中的切片 位置S1的示例性切片图像1010、帧1中的切片位置S2的示例性切片图像1020、帧2中的切片位置S1的 示例性切片图像1030、以及帧2中的切片位置S2的示例性切片图像1040。

图11示出了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。bSSFP脉冲序列1100 可以由MRI扫描仪(例如，MRI扫描仪110)施加以同时对受试目标的切片位置S3、切片位置S4、和切片 位置S5成像。参见图11，bSSFP脉冲序列1100可以以不同的调制策略应用于帧3、帧4、和帧5中。应 当注意，为了便于描述，在本发明使用术语“切片位置Sn”和“帧n”，目的不在于进行限制。例如，帧 3可以是与结合图1描述的帧1相同或不同的帧。作为另一示例，切片位置S3可以是与切片位置S1相同 或相同的切片位置，如结合图7所述。

除了bSSFP脉冲序列1100所施加的相位调制可以与bSSFP脉冲序列700所施加的相位调制不同之外， bSSFP脉冲序列1100在帧中的施加可以类似于结合图7描述的帧中bSSFP脉冲序列700的施加。以帧3为 例，在切片位置S3、切片位置S4、和切片位置S5的激励之后并且在读出切片位置S3、切片位置S4、和 切片位置S5对应的回波信号之后，可以在第一步骤、第三步骤、第四步骤、第六步骤等中的每一个步骤 中应用相位调制梯度。由于在帧3中应用了相位调制梯度，切片位置S4的相位可能会沿着相位编码方向 周期性地从-120°到0°到120°，并且切片位置S3与切片位置S4之间的相位差可能会沿帧3中的相位编码 方向周期性地从-120°到0°到120°。切片位置S5的相位可以沿着相位编码方向从-240°到0°周期性地变化， 切片位置S3与切片位置S5之间的相位差可以沿着相位编码方向从-240°到0°到240°周期性地变化。在帧 3中应用的相位调制梯度可以在与基于帧3中获取的回波信号重建的帧3相对应的混叠图像A3中，向相邻 的片段赋予预设的FOV/3移位。

帧4和帧5中bSSFP脉冲序列1100的应用可以与帧3中bSSFP脉冲序列1100的应用类似，不同之处 在于，在这三个帧中应用的相位调制梯度可能彼此不同。通过这种方式，对于帧3、帧4和帧5中的一对 帧中的对应PE步骤，切片位置S3与切片位置S4之间的相位差可以是不同的，和/或切片位置S3与切片 位置S5之间的相位差可以是不同的。例如，在帧3中的第一个PE步骤中，切片位置S3与切片位置S5之 间的相位差可以等于-240°，在帧4中的第一个PE步骤中变为0°，在帧5的第一个PE步骤中变为240°。 作为另一个示例，在帧3的第一个PE步骤中，切片位置S3与切片位置S5之间的相位差可以等于-240°， 在帧4的第一个PE步骤中，此相位差变为0°，在帧5的第一个PE步骤中，此相位差变为240°。

在一些实施例中，处理设备120可以基于在帧3中获得的回波信号，重建与对应于帧3的切片位置S3、 切片位置S4、和切片位置S5的混叠图像A3；处理设备120还可以基于在帧4中获得的回波信号，重建对 应于帧4的切片位置S3、切片位置S4、和切片位置S5的混叠图像A4；以及，处理设备120可以基于在帧 5中获得的回波信号，重建对应于帧5的切片位置S3、切片位置S4和切片位置S5的混叠图像A5。由于帧 3、帧4、和帧5中的相位调制，混叠图像A3、混叠图像A4、和混叠图像A5分别由公式(5)、公式(6) 和公式(7)表示，如下所示：

A3＝S3+S4+S5， (5)

代表帧3至帧5中的切片位置S3的参考切片图像F3、代表帧3至帧5中的切片位置S4的参考切片图 像F4、以及代表帧3至帧5中的切片位置S5的参考切片图像F5，可以分别根据公式(8)、公式(9)、 和公式(10)对混叠图像A3、混叠图像A4、和混叠图像A5进行线性组合来确定，如下：

所述参考切片图像F3、参考切片图像F4、和参考切片图像F5可以具有比混叠图像A3、混叠图像A4、 和混叠图像A5更低的时间分辨率。处理设备120还可基于混叠图像A3至混叠图像A5以及参考切片图像 F3至参考切片图像F5来重建切片位置S3、切片位置S4、和切片位置S5的一个或多个切片图像。例如， 处理设备120可以基于混叠图像A3、参考切片图像F3、参考切片图F4、和参考切片图像F5，针对帧3中 的切片位置S3、切片位置S4、和切片位置S5中的每个切片位置重建切片图像。

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。FSE脉冲序列1200可以由 MRI扫描仪(例如，MRI扫描仪110)施加以同时成像受试目标的切片位置S6和切片位置S7。如图12所 示，FSE脉冲序列1200可以以不同的调制策略应用于帧6和帧7中。在帧6和帧7中的每个帧期间，可以 在单个RF激励脉冲之后使用一系列180°重聚焦脉冲来执行多个PE步骤并获得相应的回波信号。

类似于图7描述的bSSFP脉冲序列700，可以在帧6和帧7的每个PE步骤期间施加相位调制梯度，使 得在帧6和帧7的相应PE步骤中，切片位置S6与切片位置S7之间的相位差改变180°(如图12所示)。 在读出对应的回波信号之后，在下一个PE步骤之前，可能需要在帧6和帧7的每个PE步骤中施加补偿磁 场梯度。在一些实施例中，处理设备120可以基于在帧6和帧7中获取的回波信号来重建切片位置S6和 切片位置S7的一个或多个切片图像。对于切片位置S6和切片位置S7的切片图像的重建，可以采用如图7 所述的切片位置S1和切片位置S2的切片图像的重建相似的方式执行，在此不再赘述。

图13是根据本方的一些实施例的示例性EPI脉冲序列1300的示意图。EPI脉冲序列1300可以由MRI 扫描仪(例如，MRI扫描仪110)施加以同时对受试目标的切片位置S8和切片位置S9成像。如图13所示， EPI脉冲序列1300可以以不同的调制策略应用于帧8和帧9中。在帧8和帧9的每一帧期间，可以在单个 RF激励脉冲之后使用重定梯度来获取不同PE步骤的多个回波。

类似于图7描述的bSSFP脉冲序列700，可以在帧8和帧9中的每个PE步骤期间施加相位调制梯度， 使得在帧8和帧9中的相应PE步骤中，切片位置S8和切片位置S9之间的相位差改变180°，如图13所 示。在读出对应的回波信号之后，在下一个PE步骤之前，可能需要在帧8和帧9的每个PE步骤中施加 补偿磁场梯度。在一些实施例中，处理装置120可基于在帧8和帧9中获取的回波信号来重建切片位置S8 和切片位置S9的一个或多个切片图像。切片位置S8和切片位置S9的切片图像的重建可以与结合图7所 述的切片位置S1和切片位置S2的切片图像的重建相似的方式执行，在此不再赘述。

应当注意，图7、图11、图12和图13及其描述的上述示例性脉冲序列可以是任意的，此处仅出于说 明的目的而提供，而并非旨在限制本发明的范围。对于本领域普通技术人员而言，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 骤中的特定切片位置的相位调制为不同于如图所示的任何其他值。另外，可以通过如上所述的单独的相位 调制梯度或结合相位调制的RF激励脉冲来实现某个PE步骤中的相位调制。此外，以上提供的公式是说明 性示例，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，并且可以基于多个混叠图像中的任何两个或更多个混叠图像来生成某个切片位置的参考切片图像。

在上述描述基本概念之后，本领域技术人员在阅读了本发明详细公开的内容之后可以相当明显地看到， 上述详细公开的内容仅以示例的方式呈现，并非旨在限制。本领域技术人员可以进行各种改变、改进和修 改，尽管这里没有明确说明。这些改变、改进和修改旨在由本发明提出，并且在本发明的示例性实施例的 构思和范围内。

此外，某些术语被用于描述本发明的实施例。例如，术语“一个实施例”、“某个实施例”和“一些实 施例”意味着结合该实施例描述的特定特征、结构或特性包括在本发明的至少一个实施例中。因此，应当 强调并且应当理解，在本说明书的各个部分中，对“一个实施例”或“某个实施例”或“可选实施例”的 两个以上引用不一定都是指同一实施例。此外，可以在本发明的一个或多个实施例中适当地组合特定特征、 结构或特征。

此外，本领域技术人员将理解，本发明的各个方面可以在许多可授予专利的文本中的任何一个中加以 说明和描述，包括任何新的和有用的工艺、机器、制造或物质组成，或其任何新的和有用的改进。因此， 本发明的各个方面可以完全通过硬件实现、完全通过软件实现(包括固件、常驻软件、微代码等)，或者 结合软件和硬件实现，这些实现在本发明中通常被称为“模块”、“单元”、“组件”、“设备”或“系统”。 此外，本发明的各个方面可以采用包括一个或多个计算机可读介质中的计算机程序产品的形式，该计算机 可读介质具有体现在其上的计算机可读程序代码。

计算机可读信号介质可以包括传播的数据信号，其中包含计算机可读程序代码，例如，在基带中或作 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任何非计算机可读存储介质的计算机可读介质，，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之相关的程序。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，包括无线、有线、光纤电缆、射频或类似，或以上的任何适当组合，来进行 传输。

用于执行本发明的各方面操作的计算机程序代码可以用一种以上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 2102、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，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)。

此外，处理元件或序列的列举顺序，或因此而使用的数字、字母或其他名称，并不打算将所要求保护 的过程和方法限制为任何顺序，除非权利要求中另有指定。尽管上述公开内容通过各种示例讨论了当前被 认为是本发明的各种有用实施例的内容，但是应当理解，这些细节仅用于解释的目的，并且所附权利要求 不限于所公开的实施例，而是旨在涵盖在所公开实施例的构思和范围内的修改和等效布置。例如，尽管上 述各种组件的实现可以体现在硬件设备中，但也可以实现为仅软件的解决方案，例如，在现有服务器或移 动设备上的安装。

类似地，应当理解，在本发明的实施例的前述描述中，各种特征有时在单个实施例、图或其描述中被 组合在一起，以简化本发明，有助于理解一个或多个不同实施例。然而，这种披露方法不应被解释为反映 了这样一种意图，即所要求保护的技术方案需要比每项权利要求中明确陈述的更多的特征。本发明实施例 存在特征比单个前述公开实施例的所有特征更少的实施例。

在一些实施例中，用于描述和声明应用的某些实施例的数量或特性的数字应被理解为在某些情况下被 修改为术语“大约”、“近似”或“基本上”。例如，“大约”、“近似”或“基本上”可以表示其描述值的某 些变化(例如，±1％、±5％、±10％、或±20％)，除非另有说明。因此，在一些实施例中，在书面描述 和所附权利要求中阐述的数值参数是近似值，其可根据特定实施例寻求获得的期望特性而变化。在一些实 施例中，应根据报告的有效数字的数量并通过应用普通舍入技术来解释数值参数。尽管列出应用的一些实 施例的广泛范围的数值范围和参数是近似值，但是在具体示例中列出的数值被尽可能精确地报告。

此处引用的每项专利、专利申请、专利申请的出版物和其他材料，(例如文章、书籍、规范、出版物、 文档、物品和/或类似物)，在此通过本参考文件将其全部纳入本参考文件中，以用于所有目的，除与本文 件有关的任何起诉文件记录外，与本文件不一致或冲突的任何起诉文件记录，或对与本文件有关的权利要 求的最广泛范围可能产生限制性影响的任何起诉文件记录。举例来说，如果与任何合并材料相关的术语的 描述、定义和/或使用与本文件相关的术语之间存在任何不一致或冲突，应以本文件中术语的描述、定义 和/或使用为准。

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。可采用的其他修改均可在 本发明的范围内。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， 本发明的实施例不限于如所示和描述的精确的实施例。