一种磁共振成像方法及系统与流程

本发明涉及医疗诊断用磁共振成像技术领域，尤其涉及一种基于多通道的磁共振成像方法及系统。

背景技术：

磁共振成像技术具有非侵入性、无电离、辐射等特点，其所获得的图像清晰、精细、分辨率高、对比度好，对软组织层次显示非常好，可提高诊断效率。射频(radio frequency，RF)接收线圈作为接收链的最前端，对成像质量起着非常重要的作用，直接影响图像信噪比。多RF线圈成像技术是近几年发展起来的磁共振成像新技术，它以多通道RF线圈(相控阵)为基础，具有高信噪比、高图像空间分辨率等特点。

通常多通道RF线圈是由两个或两个以上线圈单元组成的线圈阵列，每个线圈单元可以同时接收各个区域的信号。多通道RF线圈整体获得的磁共振信号是各个线圈获得信号的有效加权和，但所包含的噪声却仅来源于每个线圈单元所定的小区域，因此，采用多通道RF线圈获得的图像具有较高的信噪比。

目前多通道合并通常采用基于线圈敏感度(spatial sensitivity)的通道合并方法：其主要在图像域执行，在图像空间利用多个相控阵线圈所成的图像结合各自特有空间敏感度信息来产生一幅如同传统成像方式一样的全视野，不含混叠伪影的图像。然而，由于各通道相位变化的不连续，在相位差显著的不平滑区域，常常会造成信号相消的伪影。鉴于此，有必要对现有多通道磁共振成像方法进行改进。

技术实现要素：

本发明所要解决的技术问题是提出一种可抑制信号相消伪影的多通道磁共振成像方法。

根据本发明的一方面，提出一种磁共振成像方法，包括如下步骤：

利用成像序列激发受检者目标区域，并利用多通道RF线圈采集目标区域产生的磁共振信号，获取多通道采集的K空间数据；

对所述K空间数据进行重建，获取多通道图像；

对所述多通道图像的相位进行预处理；

对经过相位预处理的多通道图像进行合并，获取目标区域的磁共振图像。

可选地，对所述多通道图像的相位进行预处理，包括：

根据所述多通道图像计算每个通道RF线圈的敏感度分布；

根据所述敏感度分布抑制所述多通道图像的第一相位成分，并获取第一多通道图像；

基于所述第一多通道图像获取参考相位矩阵；

根据所述参考相位矩阵从所述第一多通道图像抑制第二相位成分，并获取所述经过相位预处理的多通道图像。

可选地，所述第一相位成分和/或第二相位成分包括相位差为180度的相位成分。

可选地，所述参考相位矩阵通过如下方式获取：

遍历图像域空间的每一位置点，在所述第一多通道图像中确定对应每一位置点的信号强度最高或信噪比最高的像素点；

依次获取每一位置点的所述信号强度最高或信噪比最高的像素点的相位，所述信号强度最高或信噪比最高的像素点的相位的集合为参考相位矩阵。

可选地，还包括：

在所述经过相位预处理的多通道图像中确定信号成分，并对所述经过相位预处理的多通道图像的信号成分作相位平滑处理。

可选地，对所述经过相位预处理的多通道图像的信号成分作相位平滑处理，包括：

确定属于信号成分的像素点在图像空间的邻域，并获取所述邻域内像素点的相位均值；

计算所述属于信号成分的像素点的相位与所述邻域内像素点的相位均值的差值；

判断所述差值是否大于设定阈值，若条件满足，则令所述邻域内像素点的相位均值为所述属于信号成分的像素点的相位；否则，则保持所述属于信号成分的像素点的相位不变。

可选地，在所述经过相位预处理的多通道图像中确定信号成分包括：

获取多通道采集的K空间数据的边缘噪声；

根据所述边缘噪声获取各通道的噪声分布均值和噪声方差；

根据所述噪声分布均值和噪声方差计算信号阈值，并令所述经过相位预处理的多通道图像中像素幅值大于所述信号阈值的像素点为信号成分。

可选地，所述K空间数据通过全采样或降采样获得。

根据本发明的另一方面，提出一种磁共振成像系统，包括：

多通道RF线圈，用于在对受检者执行扫描期间采集目标区域产生的磁共振信号；

处理器，用于根据所述磁共振信号获取多通道图像；以及对所述多通道图像的相位进行预处理；

图像合并装置，用于对经过相位预处理的多通道图像进行合并，获取目标区域的磁共振图像。

可选地，所述处理器包括：

重建单元，用于根据所述多通道RF线圈采集的磁共振信号，获取多通道采集的K空间数据，并对所述K空间数据进行重建，获取多通道图像；

敏感度分布获取单元，用于根据所述多通道图像计算各通道RF线圈的敏感度分布；

第一相位成分抑制单元，用于根据所述敏感度分布抑制所述多通道图像的第一相位成分，获取第一多通道图像；

参考相位矩阵获取单元，用于根据所述第一多通道图像获取参考相位矩阵；

第二相位成分抑制单元，用于根据所述参考相位矩阵从所述第一多通道图像抑制第二相位成分，并获取经过相位预处理的多通道图像。

与现有技术相比，本发明的有益效果为：首先，通过线圈的敏感度分布抑制多通道图像的第一相位成分，获得线圈敏感度相位一致的第一多通道图像；接着从第一多通道图像获取参考相位矩阵，并根据该参考相位矩阵抑制第二相位成分，获取经过相位预处理的多通道图像，该多通道图像有效抑制磁场分布变化引入的信号相位突变以及线圈通道差异导致的相位突变；对经过相位预处理的多通道图像进行合并，获取目标区域的磁共振图像，可有效抑制相位不连续的区域存在的信号抵消伪影。此外，由于基于线圈敏感度的自适应通道合并方法AR(Adaptive Reconstruction)计算量较大，本申请采用先计算降采后图像的通道合并权重，再插值到原图大小进行合并，该方式会极大增加信号相消伪影出现的几率。

【附图说明】

在此所述的附图用来提供对本申请的进一步理解，构成本申请的一部分，本申请的示意性实施例及其说明用于解释本申请，并不构成对本申请的限定。在各图中，相同标号表示相同部件。

图1为本发明实施例的多通道磁共振成像系统结构示意图；

图2为本发明实施例的处理器结构示意图；

图3为本发明实施例的磁共振成像方法流程图；

图4为本发明实施例对多通道图像的相位进行预处理的方法流程图；

图5为本发明实施例所用的Hanning滤波窗示意图；

图6为本发明另一实施例对多通道图像的相位进行预处理的方法流程图；

图7为本发明实施例的K空间示意图；

图8a为一实施例采用现有SOS方法进行多通道合并形成的盆腔图像；

图8b为一实施例采用现有自适应通道合并方法形成的盆腔图像；

图8c为一实施例采用本发明方法进行多通道合并形成的盆腔图像；

图9a为另一实施例采用SOS方法进行多通道合并形成的腹部图像；

图9b为另一实施例采用自适应通道合并方法进行多通道合并形成的腹部图像；

图9c为另一实施例采用本发明方法进行多通道合并形成的腹部图像。

【具体实施方式】

为了更清楚地说明本申请的实施例的技术方案，下面将对实施例描述中所需要使用的附图作简单的介绍。显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本申请的一些示例或实施例，对于本领域的普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图将本申请应用于其他类似情景。应当理解，给出这些示例性实施例仅是为了使相关领域的技术人员能够更好地理解进而实现本发明，而并非以任何方式限制本发明的范围。

本发明提出一种磁共振成像系统。附图1为本发明一实施例的磁共振成像系统100结构示意图，该磁共振成像系统100包括扫描装置110、控制器120、处理器130、图像合并装置140、输入/输出装置150。在一些实施例中，扫描装置110、控制器120、处理器130、图像合并装置140和输入/输出装置150可以彼此直接连接，或者通过一个或多个中间单元间接连接，该中间单元可以是实体的，也可以是非实体的(例如，无线电波、光学的、音波的、电磁类等一种或多种的组合)。在此实施例中，控制器120与输入/输出装置150之间、处理器与输入/输出装置150之间连接传输网络160或数据库，用于传输/输出信息或发送指令。

扫描装置110可包括磁体单元、梯度单元、射频单元、谱仪以及其他辅助单元。其中，磁体单元用于产生主磁场，主磁场的强度可以为0.5T、0.7T、1.5T、3.0T等；梯度单元主要包含梯度电流放大器(AMP)、梯度线圈；射频单元主要包括射频发射线圈和射频接收线圈；谱仪主要包括脉冲序列发生器、梯度波形发生器、发射机和接收机等。

在一个实施例中，射频接收线圈为相控阵线圈，且控阵线圈的每个线圈单元采集对应的小区域，且每个线圈单元具有接收通道。示例性地，相控阵线圈可为4通道柔性线圈、8通道的脊柱线圈、16通道的腹部线圈、20通道的头颈联合线圈或32通道的体线圈等。需要说明的是，相控阵线圈的线圈单元存在空间敏感性差异。可选地，相控线圈在目标区域可通过降采样方式，采集较少的磁共振信号；或者相控线圈在目标区域通过全采样方式，采集完整的磁共振信号。可选地，目标区域可以是器官、机体、物体、损伤部位、肿瘤等一种或多种的组合所在的区域，目标区域也可以是胸腔、腹部、器官、四肢、骨骼、血管等一种或多种的组合所在的区域。

控制器120可控制扫描装置110、处理器130、图像合并装置140以及输入/输出装置150。控制器120可以是组合逻辑控制器、微程序控制器或CPU等。示例性地，控制器120可设置为控制各部件或单元按照指令的功能要求协调工作的CPU，且该CPU可包括指令寄存器(Instruction Register，IR)、程序计数器(Program Counter，PC)、操作控制器(Operation Controller，OC)等。

在一个实施例中，控制器120可控制扫描装置110对目标区域采用并行采集技术(Parallel Acquisition Technology，PAT)，并产生扫描目标区域的磁共振信号，其大体过程为：控制器120存储和发送需要执行的扫描序列(Scan Sequence)的指令，扫描序列指令包括预扫描序列指令和成像序列指令；脉冲序列发生器根据扫描序列指令对梯度波形发生器和发射机进行控制，梯度波形发生器输出具有预定时序和波形的梯度脉冲信号，该信号经过Gx、Gy和Gz梯度电流放大器，再通过梯度单元中的三个独立通道Gx、Gy、Gz，每个梯度放大器激发梯度线圈组中对应的一个梯度线圈，产生用于生成相应空间编码信号的梯度场，以对磁共振信号进行空间定位；谱仪中的脉冲序列发生器还执行扫描序列，输出包括射频发射的射频脉冲的计时、强度、形状等数据以及射频接收的计时和数据采集窗口的长度到发射机，同时发射机将相应射频脉冲发送至射频单元中的多通道体发射线圈产生B1场，在B1场作用下病人体内被激发的原子核发出的信号被多通道体发射线圈接收，并发送至多个通道，然后通过发送/接收开关传输到前置放大器，放大的磁共振信号经过解调、过滤、AD转换等数字化处理产生目标区域的磁共振信号。

处理器130，可处理来自扫描装置110、控制器120的信息，包括重建单元210、敏感度分布获取单元220、第一相位成分抑制单元230、参考相位矩阵获取单元240以及第二相位成分抑制单元250。可选地，处理器130可以是专门应用集成电路(Application Specific Integrated Circuit，ASIC)、专用指令处理器(Application Specific Instruction Set Processor，ASIP)、物理处理器(Physics Processing Unit，PPU)、数字信号处理器(Digital Processing Processor，DSP)、现场可编程逻辑门阵列(Field-Programmable Gate Array，FPGA)、可编程逻辑器件(Programmable Logic Device，PLD)等中的一种或几种的组合，用于接收扫描装置110多个通道并行采集的磁共振信号，并根据磁共振信号获取多通道图像。

在一个实施例中，扫描装置110的相控阵线圈采集目标区域的磁共振信号，重建单元210根据磁共振信号进行K空间相位编码线填充，获得与各相控阵线圈对应的全FOV；对每个全FOV内的K空间编码线进行傅里叶转换，可获得多通道图像。需要说明的是，MR图像的采集实际上是K空间相位编码线的获取和填充，K空间所需要获取的相位编码线越多，图像的采集时间越长；反之，K空间所需要获取的相位编码线越少，图像的采集时间越短。

因此，相位编码线的密集程度决定图像在相位编码方向的视野(FOV)，采用矩形FOV技术可以减少所需要采集的相位编码线。在另一实施例中，扫描装置110的相控阵线圈采集较少的磁共振信号(欠采样)，处理器根据磁共振信号进行K空间相位编码线的低密度填充，获得与各相控阵线圈对应的矩形FOV；对每个矩形FOV信息进行傅里叶转换，可获得各自卷折的图像，即为多通道图像。

在又一实施例中，处理器130对多通道图像进行相位预处理，该相位预处理包括抑制多通道图像中由线圈敏感度差异、磁场分布等引入的相位突变或产生的相位相反方向的信号成分。需要指出的是，处理器130还可以完成与数据处理相关的各类操作，例如，数据转化处理，数据清洗处理，数据拟合处理，数据权重处理等一种或多种的组合。

敏感度分布获取单元220，与重建单元210连接，可接收重建单元210数据傅里叶变换得到的多通道图像，并根据多通道图像计算各通道RF线圈的敏感度分布。可选地，多通道图像可以全采样的K空间数据重建获得，也可以是欠采样的K空间数据重建获得。

第一相位成分抑制单元230，与敏感度分布获取单元220连接，用于从敏感度分布获取单元220获取RF线圈的敏感度分布，并根据该敏感度分布去除多通道图像的第一相位成分，获取第一多通道图像。可选地，第一相位成分可由不同RF线圈敏感度差异引入。可选地，第一相位成分可包括相位差为180度的相位成分。

参考相位矩阵获取单元240，与第一相位成分抑制单元230连接，用于从第一相位成分抑制单元230获取第一多通道图像，并根据第一多通道图像获取参考相位矩阵。在一个实施例中，第一多通道图像的数量与RF线圈的通道数相对应，对于每一空间位置的像素都可能包含多个信号强度，遍历与图像大小相等的图像区域中所有空间位置，获取每一空间位置的像素信号最高强度，多个信号强度最高的像素所对应的通道相位的集合为参考相位矩阵。

第二相位成分抑制单元250，与参考相位矩阵获取单元240连接，用于从参考相位矩阵获取单元240获取参考相位矩阵，并根据参考相位矩阵从第一多通道图像抑制第二相位成分，获取经过相位预处理的多通道图像。在一个实施例中，相位预处理多通道图像可以是仅保留噪声相位的多通道图像。可选地第二相位成分可由磁场分布变化引入。可选地，第一相位成分可包括相位差为180度的相位成分。

图像合并装置140，可接收处理器130发送的经过相位预处理的多通道图像，并对其进行多通道合并，获取目标区域的磁共振图像。示例性地，图像合并装置140对经过相位预处理的多通道图像进行自适应通道合并，自适应通道算法可参考D.O.Walsh,A.F.Gmitro,and M.W.Marcellin,“Adaptive reconstruction of phased array MR imagery,”Magn.Reson.Med.43,682–690(2000)。

在另一实施例中，为了通道合并算法的计算性能图像合并装置140首先计算降采样后多通道图像的通道合并权重，然后根据通道合并权重插值到原始图像的大小进行合并。图像合并装置140可包括具有存储功能的存储器，该存储器用于存储多通道合并产生的磁共振图像，包括但不限于软盘、光盘、CD-ROM(紧致盘-只读存储器)、磁光盘、ROM(只读存储器)、RAM(随机存取存储器)、EPROM(可擦除可编程只读存储器)、EEPROM(电可擦除可编程只读存储器)、磁卡或光卡、闪存、或适于存储机器可执行指令的其他类型的介质/机器可读介质。

输入/输出装置150可包括显示器、鼠标、键盘等人机交互设备。在一个实施例中，通过鼠标或键盘可输入受检者的生理信息、目标成像部位以及扫描参数等信息；通过显示器可显示受检者的生理信息、扫描设备的工作状态以及目标区域的磁共振图像。显示器的类型可以是阴极射线管(CRT)显示器、液晶显示器(LCD)、有机发光显示器(OLED)、等离子显示器等中的一种或几种的组合。

传输网络160可建立控制器120与处理器130、输入/输出装置150之间的数据连接或信息交互，数据连接包括无线网络连接或者有限网络连接。其中，有线网络可以包括利用金属电缆、混合电缆、一个或多个接口等一种或多种组合的方式。无线网络可以包括利用蓝牙、区域局域网(LAN)、广域局域网(WAN)、近源场通信(Near Field Communication，NFC)等一种或多种组合的方式。

与上述磁共振成像系统相对应，本发明在一个实施例中提出一种磁共振成像方法，包括：

步骤301，利用成像序列激发受检者目标区域，并利用多通道射频(radio frequency，RF)线圈采集目标区域产生的磁共振信号，获取多通道采集的K空间数据。

示例性地，上述信号采集过程可采用如图1所示的扫描装置110执行，该扫描装置110的射频单元包含多通道RF线圈，且各通道RF线圈的接收通道对磁共振信号具有不同线圈的敏感度。多通道RF线圈可设置为包含多个射频线圈的相控阵列，阵列中每个RF线圈组成一个通道。可选地，用于磁共振信号采集的多通道RF线圈可以选择乳腺线圈、肩部线圈、头线圈、脊柱线圈或腹部线圈等局部线圈阵列，在此实施例中，多通道RF线圈选择腹部线圈。

处理器120根据采集的磁共振信号进行K空间相位编码线的填充。在一个实施例中，磁共振系统采用的线圈阵列包含Q通道，示例性地，可令Q＝32，令S_j(x,y)表示第j(个)通道线圈在位置点(x,y)处所对应的敏感度信息(1≤j≤Q)，则频域信号强度可表示为：

其中，D_j(k_x,k_y)表示第j通道线圈采集的K空间数据；S_j(x,y)表示第j通道线圈在位置(x,y)处所对应的敏感度信息；C(x,y)表示位置(x,y)处的自旋密度；(k_x,k_y)为图像空间位置(x,y)所对应的K空间坐标。可选地，上述K空间数据的采集可以采用常规自旋回波技术，即每个90度射频脉冲只填充K空间中的一条数据线(傅里叶线)，数据线沿频率编码方向的长度正比于读出梯度场幅度与作用时间之积，位置由相位编码梯度场幅度与作用时间之积决定。

多通道采集的K空间数据可以是全采样的，也可是欠采样的，还可进行低通滤波处理等操作。在一个实施例中，多通道RF线圈对应的K空间可采用如下方式进行填充：利用K空间的Hermitian对称原理进行磁共振信号采集，首先采集一半的K空间相位编码线，再利用K空间的对称性对另一半的K空间相位编码线进行计算和补充。

可选地，K空间还可通过如下方式采样获取：采用多通道RF线圈作为射频接收线圈，并将其以一定结构放置在受检者周围的不同位置，在施加脉冲序列后各线圈同时采集磁共振信号，每个射频线圈都有独立的接收通道。通过增加相位编码之间的距离，可减少K空间的采样步数，从而降低K空间的采样密度。

此外，还可对多通道采集的K空间数据进行滤波处理，滤波处理可采用低通滤波器，且滤波器的滤波窗可根据实际需要调整，优选地，可采用多通道K空间数据的10％-20％的比例滤波。示例性地，在此实施例中采用Hanning滤波窗对多通道K空间数据进行滤波处理，滤波窗的宽度为20个像素的大小。对经过滤波后的多通道K空间数据经傅里叶变换到图像域，获得多通道(低频)图像。

步骤302，对K空间数据进行傅里叶变换重建/变换，获取多通道图像。多通道RF线圈组成的相控阵列线圈采集的磁共振信号，可填充多个K空间数据，其中每个K空间经过傅里叶变换可获得该K空间所对应的图像。示例性地，当多通道RF线圈包含Q通道，则经数据线的填充可获得Q个K空间，Q个K空间经过傅里叶变换可获得Q个图像，其中每个图像分别对应信号接收通道。

需要说明的是，本申请中涉及的“傅里叶变换”表示从K空间变换到图像域，或表示进行与傅里叶算法相关的运算；“傅里叶反变换”表示从图像域变换到K空间。示例性地，多通道图像的信号与K空间数据存在如下关系：

E_j(x,y)＝F(D_j(k_x,k_y) (公式2)

其中，D_j(k_x,k_y)表示第j通道在K空间(k_x,k_y)处所对应的数据；F表示傅里叶变换。可选地，K空间数据可以是全采样的，也可以是欠采样的，还可以是经过滤波处理的；E_j(x,y)表示第j通道线圈在图像域位置(x,y)处的图像信号。

步骤303，对多通道图像的相位进行预处理，抑制多通道图像中的部分相位突变。示例性地，处理器130可对多通道图像的相位进行预处理操作，抑制多通道图像中的部分相位突变可包括抑制线圈之间的敏感度相位差或磁场分布变化引入的信号相位/信号相位突变，经过相位预处理的多通道图像可仅包含保留原始噪声相位。

通常情况下，各通道采集的图像所包含的相位信息主要由三种成分引入：线圈敏感度差异导致感应到不同的射频偏置相位；匀场不佳、不同物质的磁化率差异或随时间变化的涡流、身体运动等原因导致磁场分布变化引入的信号相位/信号相位突变；另外还包括噪声成分带来的相位。

在一个实施例中，根据多通道图像可估计各通道的线圈敏感度分布，并根据线圈敏感度分布抑制各通道间的相位差异，该相位差异对应第一相位成分，且该第一相位成分中包含多个方向相反、可导致相位相消的相位成分；选取多通道图像上每一像素点信号最强对应位置的通道相位为参考，抑制由磁场分布变化所引入的相位/相位突变，该相位突变对应第二相位成分，且该第二相位成分中包含多个方向相反、可导致相位相消的相位成分。

可选地，在消除由线圈敏感度差异导致的射频偏置相位、磁场分布变化引入的相位突变的基础上，可继续对各通道数据进行低通滤波处理，抑制/滤除相位中残余的低频成分；对多通道图像中信号区域的相位进一步处理，并在相位变化剧烈的位置用其周围点相位的均值取代，以保证各通道信号区域的相位平滑变化。

步骤304，对经过相位预处理的多通道图像进行合并，获取目标区域的磁共振图像。示例性地，多通道合并可在图像合并装置中采用自适应重建算法执行：对各分通道图像的任一像素点，计算局部区域的通道间信号协方差矩阵Rs与噪声协方差矩阵Rn，为了使得通道合并后的图像信噪比最优，构造矩阵：

并计算矩阵的最大特征根所对应的特征向量W，即为该像素位置的最优化合并权重系数。参照上述方法，逐点或逐个区域的完成整幅图像的通道合并。

如图4为本发明一实施例对多通道图像的相位进行相位预处理的方法流程图，该方法涉及的如下步骤可在处理器130中执行：

步骤401，敏感度分布获取单元220可根据多通道图像计算每个通道RF线圈的敏感度分布。示例性地，敏感度分布获取单元220可对多通道图像进行低通滤波处理，估计每个通道RF线圈的敏感度分布。在此实施例中，可采用如下公式：

其中，S_j表示第j个通道RF线圈的敏感度；E_j表示第j个通道RF线圈获取的图像信号；H表示所采用的低通滤波器，该低通滤波器可采用Hanning滤波器、Tukey滤波器等；表示卷积运算。

如图5为本发明一实施例所用的Hanning滤波窗结构示意图。其中，PB表示通带宽度；TB表示过渡带宽度；f(k)表示描述过渡带形状的函数；Δr为阈值。幅度经过归一化后，滤波器在通带内的强度为1.0，宽度经过归一化后满足2(PB+TB)＝1.0。Hanning滤波窗的阈值可设定为不低于0.3，过渡带TB可设定为不低于0.15。

当然，低通滤波器也可采用Tukey滤波窗，描述过渡带形状的函数f(k)可以是三角函数、指数函数或多项函数等；f(k)可以是三角函数与指数函数的复合函数、指数函数与多项式函数的复合函数或三角函数与多项式函数的复合函数；f(k)还可以是三角函数、多项式函数与指数函数三种类型函数组成的复合函数。需要指出的是，前述滤波处理的过程也可先将多通道图像转换成K空间数据，对K空间数据利用低通滤波器进行滤波处理，进一步地，对滤波处理后的K空间数据进行傅里叶变换到图像域，即可获得每个通道RF线圈的敏感度分布。

步骤402，第一相位成分抑制单元230可根据线圈的敏感度分布抑制多通道图像的第一相位成分/第一相位突变，并获取第一多通道图像，该第一多通道图像的线圈敏感度相位一致。在一个实施例中，第一相位成分对应不同通道间的敏感度相位差异或由该因素引入，第一相位成分抑制单元230可根据线圈的敏感度分布抑制该敏感度相位差异，获取第一多通道图像，该第一多通道图像为敏感度相位一致的多通道图像。可选地，抑制各通道间敏感度相位差异可通过如下公式获得:

其中，令C_j(r)表示第j个通道在图像空间位置r的像素值，空间位置r可用(x,y)表示，且x表示横坐标，y表示纵坐标；令S_j(r)表示第j个通道在r位置的敏感度分布；conj表示取共轭运算；abs表示取模值运算；*表示相乘运算；表示第一多通道图像中第j个图像在r位置的像素值。

步骤403，参考相位矩阵获取单元240可基于第一多通道图像获取参考相位矩阵。可选地，参考相位矩阵可通过如下步骤获取：遍历图像空间的每一位置点，在第一多通道图像中确定对应每一位置点的信号强度最高或信噪比最高的像素点；依次获取每一位置点的信号强度最高或信噪比最高的像素点的相位，所有像素点的相位的集合即为参考相位矩阵。

步骤404，第二相位成分抑制单元250可根据参考相位矩阵从第一多通道图像去除第二相位成分/第二相位突变，并获取经过相位预处理的多通道图像或仅保留噪声相位的多通道图像。参考相位矩阵可表示空间每一像素点的信号相位，该信号相位对应第二相位成分；去除该信号相位，可获取仅保留原始噪声相位的多通道图像或经过相位预处理的多通道图像。

在一个实施例中，以多通道图像中位置r的像素点为例说明：第1通道对应的第一多通道图像/敏感度相位一致图像中位置r的像素的信号强度(像素值)为第j通道对应的敏感度相位一致图像中r像素的信号强度(像素值)为以此类推，第32通道对应的敏感度相位一致图像中r像素的信号强度(像素值)为分别比较的幅值大小，令信号强度最大值为参考矩阵R的对应元素R(r)。

类似地，对于参考矩阵R在位置k＝(x’,y’)的元素R(k)，其计算过程为：第1通道对应的敏感度相位一致图像中k像素的信号强度(像素值)为第j通道对应的敏感度均匀图像中k像素的信号强度(像素值)为以此类推，第32通道对应的敏感度均匀图像中第r个像素的信号强度(像素值)为分别比较的大小，令信号强度最大值为参考矩阵R在位置k的元素R(k)。

在获得参考矩阵R的基础上，可利用参考矩阵R在第一多通道图像中去除多通道图像的信号相位，获取第二多通道图像，该第二多通道图像即为经过相位预处理的多通道图像。示例性地，可采用如下公式：

其中，表示第一多通道图像/敏感度相位一致的多通道图像中第j个通道第r像素的像素值；R(r)表示参考矩阵的第r元素；conj表示取共轭运算；abs表示取模值运算；*表示相乘运算；表示第二多通道图像/经过相位预处理的多通道图像中第j个通道第r像素。经过上述处理的多通道图像不包含多通道图像中线圈之间的敏感度相位差异以及磁场分布变化引入的信号相位/信号相位突变，利用该部分图像进行合并获取的磁共振图像可有效抑制相位突变位置的信号相消现象。

在本发明另一实施例中，对多通道图像的相位进行预处理可采用如下步骤：

步骤601，根据多通道图像计算每个通道RF线圈的敏感度分布。

步骤602，根据敏感度分布去除不同通道间的相位差异，获取第一多通道图像，该第一多通道图像为线圈敏感度相位一致的多通道图像。

步骤603，根据第一多通道图像获取参考矩阵，并根据参考矩阵从第一多通道图像去除第二相位成分，该第二相位成分对应多通道图像的信号相位，获得经过相位预处理的多通道图像，该经过相位预处理的多通道图像中每个像素的相位仅保留原始噪声相位。

步骤604，在经过相位预处理的多通道图像中确定噪声成分和/或信号成分。示例性地，可通过如下步骤确定：获取原始多通道图像对应的K空间数据的边缘噪声；根据边缘噪声获取各通道的噪声均值和噪声方差；根据噪声均值和噪声方差计算信号阈值，并根据信号阈值将磁场均匀的多通道图像的像素分为信号成分和噪声成分。

在多通道RF线圈中，对于各通道采集的原始K空间数据，其实部、虚部数据的噪声均满足标准的高斯(Gaussian)分布，又根据Parseval定理，经过傅里叶变换的多通道图像中的像素点与其K空间数据为独立同分布的离散变量，即：由K空间估计的噪声方差可以得出图像的噪声方差，由K空间估计的噪声均值可以得出图像的噪声均值。在K空间估计噪声方差和均值可通过估计K空间边缘数据获得，也可通过采集K空间纯噪声数据获得。

在此实施例中可选取在整个K空间的边缘数据点作为噪声估计的区域。如图7所示，与磁场均匀的多通道图像对应的K空间划分为M1和M2两部分，其中M1包含处于K空间边缘的数据，M2包含K空间的内部数据点，且M1所包含的数据占整个K空间数据的5-15％左右。根据M1区域所包含的K空间数据的噪声均值可估计得到K空间噪声的均值，根据M1区域所包含的K空间数据的噪声方差可估计得到K空间噪声的方差。示例性地，计算K空间的噪声均值可通过如下公式获得：

其中，F表示包含三个参数变量的超几何函数(hypergeometric function)；SNR表示设定信噪比，F中的参数1表示通道的个数；表示多通道图像的噪声方差。多通道图像噪声的方差可表示为：

其中，S表示多通道采集的K空间数据或磁共振信号，σ表示多通道图像的噪声方差。根据多通道图像噪声的均值和方差可计算得到信号阈值。示例性地，可采用如下公式计算:

TH＝m_D+f×s_D (公式9)

其中，f表示加权因子，取值范围在2-4；m_D表示多通道图像噪声的均值；s_D表示多通道图像噪声的方差。在磁场均匀的多通道图像中，像素值大于信号阈值的像素点归类为信号成分，等于或小于信号阈值的剩余像素点归类为噪声成分。

步骤605，对经过相位预处理的多通道图像的信号成分作相位平滑处理。可采用如下步骤进行平滑处理：获取属于信号成分的像素点对应图像空间邻域的相位均值；计算该像素点的相位与相位均值的差值；判断所述差值是否大于设定阈值，若条件满足，则令相位均值为像素点的相位；反之，则保持该像素点的相位不变。通过上述操作可获得仅保留原始噪声相位，信号成分相位平滑分布的多通道图像。

在此实施例中，令表示经过相位预处理的多通道图像信号成分中第k个像素点的像素值，且该像素点位于第j通道，该像素点的邻域为s_ROI，邻域为s_ROI相位的均值可用如下公式表示：

其中，θ表示邻域s_ROI相位的均值；n表示邻域s_ROI内属于信号成分的像素点的个数；angle表示取相位运算。比较θ与对应相位的大小，如果两者差值大于设置相位阈值，则令邻域s_ROI相位的均值为像素点的相位；否则，则保持像素点的相位不变。在本具体实施例中，设定相位阈值可选择π/6至π/4之间的任意值。通过上述平滑操作，可进一步提高相位预处理的稳定性，降低通道合并后信号相消伪影出现的几率。

可选地，在对第二多通道图像信号成分做相位平滑处理之前，还可对第二多通道图像相位中的低频成分进行低通滤波处理，以进一步提高预处理结果的稳定性。可通过低通滤波器获取相位低频成分，该滤波器设计类似于步骤401中所用的低通滤波器，不同之处在于，低通滤波的带宽与通带大于步骤401中所用的带宽与通带。

在又一实施例中，本发明的多通道磁共振成像方法包括如下步骤：

利用成像序列激发受检者目标区域，并利用多通道RF线圈采集目标区域产生的磁共振信号，获取多通道欠采样的K空间数据；对K空间数据进行傅里叶变换，获取多通道图像；对多通道图像进行相位预处理，抑制多通道图像的相位突变；根据经过相位预处理的多通道图像计算每个通道RF线圈的敏感度；获取多通道图像中每个像素点的信噪比，并根据信噪比对每个通道RF线圈的敏感度进行加权处理；根据加权处理后的每个通道RF线圈的敏感度对多通道图像(经过相位预处理)进行加权处理；对加权处理后的每个通道RF线圈的敏感度作插值处理，获取虚拟全采样K空间数据对应的RF线圈的敏感度；根据虚拟全采样K空间数据对应的RF线圈的敏感度对多通道图像进行加权处理，并合并加权处理后的多通道图像。

作为对比，分别采用经典的平方和(SOS)算法、自适应通道合并方法以及如图3所示的多通道磁共振成像方法同时处理腹部图像。经典SOS算法可参考P.B.Roemer,W.A.Edelstein,C.E.Hayes,S.P.Souza,and O.M.Mueller,“The NMR phased array,”Magn.Reson.Med.16,192–225(1990)。自适应通道算法可参考D.O.Walsh,A.F.Gmitro,and M.W.Marcellin,“Adaptive reconstruction of phased array MR imagery,”Magn.Reson.Med.43,682–690(2000)。

在本发明具体实施例中，低通滤波器采用Hanning窗，加权因子f的取值为2.5，设定相位阈值为π/4，邻域s_ROI使用四邻域像素。

实施例1

图8a为采用SOS(sum of square)方法进行多通道合并形成的盆腔图像，图8b为采用自适应通道合并方法进行多通道合并形成的盆腔图像；图8c为采用本发明方法进行多通道合并形成的盆腔图像。通过三者对比发现，采用SOS方法进行通道合并形成的盆腔图像，其图像背景噪声较高(方形窗所示)，图像对比较差(但在相位不连续的地方并没有产生伪影)；采用自适应通道合并方法形成的盆腔图像虽图像信噪比高(图中方框所包含的区域)、图像对比度较好，但在A1位置和A2位置等相位不连续的区域存在明显的信号抵消，背景噪声中也存在线条状黑纹；而采用本发明方法进行通道合并形成的盆腔图像，由于预处理的多通道图像仅包含噪声相位，在合并过程中，相位噪声相位中相位方向相反的成分可相互抵消，从而提高信噪比高，获得较好的图像对比度；而且在相位不连续的区域，由于在预处理过程中抑制了相位突变，很好的保留了图像的结构，背景噪声分布自然。

实施例2

在此实施例中，分别采用经典的平方和(SOS)算法、自适应通道合并方法以及如图3所示本发明的基于信噪比加权的通道合并方法处理腹部图像，且为了提高重建合并算法的计算性能，使用先对多通道图像降采样计算合并权重，再插值到原始图像大小进行合并的方式。图9a为采用SOS方法进行多通道合并形成的腹部图像，图9b为采用自适应通道合并方法进行多通道合并形成的腹部图像；图9c为采用本发明方法进行多通道合并形成的腹部图像。通过对比发现，采用SOS进行多通道合并形成的腹部图像信噪比较差，方形窗区域显示出明显的背景噪声，整个腹部图像受背景噪声的影响也比较严重；采用自适应通道合并形成的腹部图像，由于存在磁场差异相关的信号相位相消和不同线圈敏感度分布相关的信号相位相消，在位置B1和B2出现较多的信号相消伪影；而采用本发明方法进行通道合并形成的腹部图像其信噪比高(图中方框所包含的区域)、背景噪声少，即使使用了算法加速，在相位不连续区域也仍然可以保持图像的结构。

本申请各部分操作所需的计算机程序编码可以用任意一种或多种程序语言编写，包括面向对象编程语言如Java、Scala、Smalltalk、Eiffel、JADE、Emerald、C++、C#、VB.NET、Python等，常规程序化编程语言如C语言、Visual Basic、Fortran 2003、Perl、COBOL 2002、PHP、ABAP，动态编程语言如Python、Ruby和Groovy，或其他编程语言等。该程序编码可以完全在用户计算机上运行、或作为独立的软件包在用户计算机上运行、或部分在用户计算机上运行部分在远程计算机运行、或完全在远程计算机或服务器上运行。在后种情况下，远程计算机可以通过任何网络形式与用户计算机连接，比如局域网(LAN)或广域网(WAN)，或连接至外部计算机(例如通过因特网)，或在云计算环境中，或作为服务使用如软件服务。

此外，除非权利要求中明确说明，本申请所述处理元素和序列的顺序、数字字母的使用、或其他名称的使用，并非用于限定本申请流程和方法的顺序。尽管上述披露中通过各种示例讨论了一些目前认为有用的发明实施例，但应当理解的是，该类细节仅起到说明的目的，附加的权利要求并不仅限于披露的实施例，相反，权利要求旨在覆盖所有符合本申请实施例实质和范围的修正和等价组合。例如，虽然以上所描述的系统组件可以通过硬件设备实现，但是也可以只通过软件的解决方案得以实现，如在现有的服务器或移动设备上安装所描述的系统。

最后，应当理解的是，本申请中所述实施例仅用以说明本申请实施例的原则。其他的变形也可能属于本申请的范围。因此，作为示例而非限制，本申请实施例的替代配置可视为与本申请的教导一致。相应地，本申请的实施例不仅限于本申请明确介绍和描述的实施例。