CN107850652A - 具有运动检测的mr成像 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种对被放置在MR设备的检查体积中的对象进行MR成像的方法。本发明的一个目的是提供一种使得能够进行高效的运动补偿和/或运动校正并且与k空间的笛卡尔采样相兼容的方法。本发明的方法包括：通过使对象经受至少一个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列来生成MR信号；将MR信号采集为多个时间连续的子集，每个子集包括具有k空间的子采样的多个k空间轮廓分布，其中，子集彼此互补以形成完全采样的k空间轮廓分布的集合；根据每个子集来重建单子集MR图像；根据每幅单子集MR图像来计算梯度MR图像；并且通过将梯度MR图像相互比较来检测运动。此外，本发明涉及一种MR设备和一种用于MR设备的计算机程序。

Description

具有运动检测的MR成像
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像领域。本发明涉及对被放置在MR设备的检查体积中的对象进行MR成像的方法。本发明还涉及MR设备和在MR设备上运行的计算机程序。
背景技术
现今，利用磁场与核自旋之间的相互作用来形成二维或三维图像的图像形成MR方法被广泛使用，特别是在医学诊断领域中，这是因为对于软组织的成像，它们在许多方面优于其他成像方法，不需要电离辐射，并且通常是无创的。
一般来说，根据MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强的且均匀的磁场B0中，所述磁场B0的方向同时定义了测量与之相关的坐标系的一个轴(通常是z轴)。磁场B0根据能够通过施加具有定义的频率(所谓的拉莫尔频率或MR频率)的交变电磁场(RF场)而被激励(自旋共振)的磁场强度针对个体核自旋产生不同的能级。
从宏观角度来看，个体核自旋的分布产生能够通过施加适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)使其偏离平衡状态的总体磁化，同时该RF脉冲的对应磁场B1垂直于z轴延伸，使得磁化绕z轴执行进动运动。所述进动运动描述了其孔径角被称为翻转角的锥体表面。所述翻转角的幅值取决于施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况下，磁化从z轴偏转到横向平面(翻转角90°)。
横向磁化及其变化能够借助于在MR设备的检查体积内布置和取向的接收RF线圈以这样的方式来检测：即，在垂直于z轴的方向上测量磁化的变化。
为了实现体内的空间分辨率，沿着三个主轴延伸的恒定磁场梯度被叠加在均匀磁场B0上，引起自旋共振频率的线性空间相关性。在接收线圈中拾取的信号则包含不同频率的分量，这些分量能够与身体中的不同位置相关联。
经由接收线圈获得的信号数据对应于空间频率域，并被称为k空间数据。所述k空间数据通常包括不同相位编码的多个采集的k空间轮廓分布(profile)(k空间中的线)。每个k空间轮廓分布通过收集多个样本而被数字化。借助于傅里叶变换将k空间数据的集合转换为MR图像。
在各种MRI应用中，被检查患者的运动能够对图像质量造成不利影响。采集足够的MR信号以重建图像需要花费有限的时间段。在该有限的采集时间期间患者的运动通常会导致重建的MR图像中的运动伪影。在常规的MR成像方法中，只有当MR图像的给定分辨率被指定时，采集时间才能被减小到非常小的程度。在医学MR成像的情况下，运动伪影能够例如由心脏和呼吸循环运动以及其他生理过程而产生，以及由患者运动产生，这会导致模糊、错误配准、变形和重影伪影。
已经开发了不同的方法来克服关于MR成像中的运动的问题。其中存在所谓的PROPELLER成像技术。在PROPELLER的概念(周期性旋转重叠的ParalEL线，参见JamesG.Pipe的“Motion Correction With PROPELLER MRI:Application to Head Motion andFree-Breathing Cardiac Imaging”(Magnetic Resonance in Medicine，第42卷，1999年，第963-969页)中，MR信号数据是在N条条带中的k空间中采集的，每条条带包括L条平行的k空间线，对应于基于笛卡尔的k空间采样方案中的L条最低频率相位编码线。也被称为k空间刀片的每条条带在k空间中旋转例如180°/N的角度，使得总的MR数据集跨越k空间中的圆。如果期望具有直径为M的全k空间数据矩阵，则可以选择L和N使得L×N＝M×π/2。PROPELLER的一个基本特征是对于每个k空间刀片采集具有直径L的k空间的中央圆形部分。这个中央部分能够用于为每个k空间刀片重建低分辨率的MR图像。将低分辨率的MR图像相互比较以检测由于患者运动而导致的平面内位移和相位误差。采用诸如互相关之类的适当技术来确定哪些k空间刀片是以显著的运动引发的位移采集的，或者包括其他类型的伪影。由于MR信号数据在最终的MR图像的重建之前在k空间中被组合，因此来自k空间刀片的MR数据根据通过对k空间刀片进行互相关而检测到的伪影水平来进行加权，使得伪影在最终的MR图像中减少。PROPELLER技术利用k空间的中央部分的过采样来获得MR图像采集技术，该MR图像采集技术在MR信号采集期间对被检查患者的运动是鲁棒的。
然而，已知的PROPELLER方法的缺点在于其应用受限于这样的事实：即，k空间轮廓分布是从多个连续旋转的刀片的特定圆形采集的。PROPELLER方法的高效运动补偿和运动校正概念与笛卡尔k空间采样方案并不兼容。
作为备选方案，已经开发了所谓的导航器技术，以通过预期地调节成像参数来克服关于运动的问题，所述成像参数定义了成像体积内的感兴趣体积的位置和取向。因此，在导航器技术中，从例如与被检查的患者的隔膜交叉的空间受限的体积采集导航器信号的集合以确定患者的呼吸运动。为了配准导航器信号，可以使用所谓的2D RF脉冲。这些引起空间受限的导航器体积，例如使用梯度回波读出的笔形波束形状。检测感兴趣体积的由运动引发的瞬时位置的其他方法是采集位于隔膜顶部的二维矢状切片或采集三维低分辨率数据集。各自的导航器体积被交互地放置，使得能够从所采集的导航器信号中重建指示移动的解剖结构的瞬时位置的位移值并将该位移值用于感兴趣体积的实时运动校正。该导航器技术主要用于使在身体和心脏检查中的呼吸运动的影响最小化，在身体和心脏检查中，呼吸运动能够严重地劣化图像质量。可以使用基于MR导航器信号的选通和图像校正来减少这些伪影。
然而，该导航器技术的缺点是需要额外采集导航器信号，这导致总的扫描时间延长。此外，如果要从其中采集用于成像的MR信号的感兴趣体积与导航器体积部分重叠，则难以应用已知的导航器方法。如果导航器体积(至少部分)叠加在相应的感兴趣体积上，则由于运动状态的错误检测或由于导航器体积内的核磁化饱和，图像质量可能会劣化。
美国专利US 6144874涉及一种磁共振成像方法，其中分别在狭窄的采集窗口和较宽的采集窗口中采集中央k空间视图和外周k空间视图。k空间视图是在第一呼吸选通信号和第二呼吸选通信号上采集的。
发明内容
从上述内容容易理解，需要一种改进的MR成像技术。因此，本发明的一个目的是提供一种使得能够进行高效的运动补偿和/或运动校正并且与k空间的笛卡尔采样相兼容的方法。
根据本发明，公开了一种对被放置在MR设备的检查体积中的对象进行MR成像的方法。所述方法包括以下步骤：
-通过使所述对象经受至少一个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列来生成MR信号；
-将所述MR信号采集为多个时间连续的子集，每个子集包括具有k空间的子采样的多个k空间轮廓分布，其中，所述子集彼此互补以形成完全采样的k空间轮廓分布的集合；
-根据每个子集来重建单子集MR图像；
-根据每幅单子集MR图像来计算梯度MR图像；并且
-通过将所述梯度MR图像相互比较来检测运动。
本发明的要点是将上述PROPELLER技术的运动检测/校正方法应用于其他类型的k空间采样，特别是笛卡尔k空间采样。本发明使得能够进行快速且鲁棒的运动检测，而不需要额外的导航器采集。
根据本发明，通过任何已建立的成像序列(例如，自旋回波序列或梯度回波序列)来采集MR信号作为时间连续的多个子集。每个子集包括多个k空间轮廓分布，其中，每个子集的k空间轮廓分布是利用子采样来采集的。这意味着每个子集的k空间采样密度相对于要被成像的视场(FOV)低于奈奎斯特阈值。由此减少的相位编码步骤的数量使得能够在短时间段内采集每个子集。与对象的期望运动的典型时间尺度相比，单子集的采集的持续时间应当较短，使得每个子集实质上反映对象的某种运动状态。在人类对象的医学成像的典型场景中，单子集的采集应当优选花费少于例如100ms的时间，与在PROPENTER成像中采集单个k空间刀片的持续时间相当。只要每个子集的k空间数据能够归因于单个运动状态，就可以使用尽可能大的子集(就每个子集的k空间轮廓分布的数量而言)来获得本发明的方法的最佳性能。如果相关运动的典型时间尺度是已知的，则能够相应地确定每个子集所采集的k空间轮廓分布的数量。
根据本发明，根据每个子集来重建单子集MR图像。子集的k空间数据彼此互补以形成完全采样的k空间轮廓分布的集合。换句话说，每个子集覆盖k空间中除了其他子集外的其他位置。结果是单子集MR图像具有不同的内容，并且不能像PROPELLER成像中那样直接相互比较(或交叉相关)以检测运动。
本发明的基本特征是根据每个单子集MR图像计算梯度MR图像。在本发明的意义内，梯度MR图像是从各自的单子集MR图像中导出的MR图像，由此包含对比度信息的k空间的中心区域的影响(低空间频率信息)在梯度MR图像中被减少或者甚至被完全去除。例如，每个梯度MR图像可以包含对应的单子集MR图像的图像值(在至少一个空间方向上的)的体素空间导数。然而，可以使用其他方法或变换(例如，小波变换)来减小内部k空间的影响。本发明的一个见解是梯度MR图像之间的差异显著小于单子集MR图像之间的差异。事实证明，包含空间导数内容的MR图像(梯度MR图像)之间的互相关性相当高并且是运动依赖的。如果在两个子集的采集之间存在运动，则各自的梯度MR图像的互相关性显著下降。这被本发明所利用。根据本发明，通过将梯度MR图像相互比较来检测运动。该比较可以通过计算每对梯度图像的互相关性来执行。互相关性特别适合作为梯度MR图像的相似度的标量度量，如PROPELLER成像中的单个刀片图像的互相关性。可以基于作为幅值图像的梯度MR图像来计算互相关性。然而，在执行线性相位校正以补偿k空间中的子集之间的位置移位之后，互相关性也可以基于复梯度MR图像。
在本发明的优选实施例中，根据所述完全采样的k空间轮廓分布的集合来重建经运动补偿的MR图像，其中，所述子集是根据检测到的运动而被加权的。通过加权叠加将子集组合成完全采样的k空间轮廓分布的集合。加权叠加使得能够有效且有针对性地减少重建的MR图像中的运动引发的图像伪影。加权叠加的加权因子是从梯度MR图像的比较结果中导出的，使得通过对运动损坏(corrupted)的子集应用减少的加权来避免图像伪影。
在备选实施例中，可以根据所述检测到的运动将运动校正应用于所述子集中的至少一个，使得能够根据从经运动校正的子集形成的所述完全采样的k空间轮廓分布的集合来重建经运动校正的MR图像。如在常规的PROPELLER成像中那样，本发明的方法可以包括估计和校正子集中的运动引发的位移和相位误差的步骤。例如，能够从梯度MR图像的比较结果中导出由患者运动引起的位移(平移和/或旋转)和相位误差。在重建经运动校正的MR图像之前，可以根据本发明在每个子集中校正这些因素。因此，本发明提供了一种在MR信号采集期间关于被检查的患者的运动的鲁棒的MR成像方法。
根据另一备选方案，重新采集一个或多个运动损坏的子集，使得根据从没有运动损坏的子集和重新采集的子集形成的所述完全采样的k空间轮廓分布的集合来重建最终的MR图像。通过梯度MR图像的比较结果来识别运动损坏的子集。然后重新采集各自的子集。任选地，k空间采样的FOV是根据所述检测到的运动在重新采集所述子集的步骤中被调整的。以这种方式，FOV可以跟随被成像对象的检测到的运动。
优选地，根据本发明采集的所有子集覆盖与各自的成像任务相对应的k空间的相同的预定区域。可以使用k空间的笛卡尔采样来采集所述子集，其中，每个子集包括多个等距的平行的k空间轮廓分布。换句话说，每个子集的k空间轮廓分布均匀地散布在k空间上，其中，一个子集与另一个子集的差别仅在于个体k空间轮廓分布的k空间位置，其中在不同子集的测得的k空间轮廓分布之间具有恒定的偏移。这是多回波成像序列(例如，“turbo”自旋回波-TSE序列)的典型的k空间采集方案，其中，每个子集对应于在单个“击发”中(即，在单次RF激励之后)生成的一系列MR回波信号。然而，根据本发明使用的成像序列可以是具有对k空间轮廓分布的采集的适当排序的任何常规的自旋回波或梯度回波序列。
备选地，可以使用非笛卡尔采样模式(例如，多击发螺旋扫描(具有交错的螺旋k空间轨迹)或径向扫描)来采集子集。基本上，要被比较的子集的k空间采样模式/轨迹应当具有相同的几何形状，该几何形状在k空间中平移(类似于上述的笛卡尔采样的情况)或者旋转(用于螺旋/径向扫描)。
在本发明的又一优选实施例中，所述子集可以包括三维或更高维度的k空间数据。例如，本发明的方法同样非常适合用于二维和三维MR成像以及诸如动态MR成像或光谱MR成像的较高维度的MR成像。
迄今为止描述的本发明的方法能够借助于MR设备来执行，所述MR设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于在检查体积内生成均匀、稳定的磁场B0；多个梯度线圈，其用于在所述检查体积内的不同的空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈，其用于在所述检查体积内生成RF脉冲和/或用于接收来自被定位在所述检查体积中的对象的MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间演替；以及重建单元，其用于根据接收到的MR信号来重建MR图像。本发明的方法能够通过对所述MR设备的所述重建单元和/或所述控制单元的对应编程来实施。
目前临床使用的大多数MR设备能够有利地执行本发明的方法。为此，仅需要利用计算机程序，通过所述计算机程序来控制MR设备，使得MR设备执行本发明的上述方法步骤。所述计算机程序可以存在于数据载体上或存在于数据网络中，以便被下载以安装在MR设备的控制单元中。
附图说明
附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图仅被设计用于图示的目的，而不是作为本发明的限制的定义。在附图中：
图1示出了用于执行本发明的方法的MR设备；
图2示意性图示了根据本发明的k空间轮廓分布的笛卡尔采集；
图3示出了根据本发明的用于运动检测的单子集MR图像和对应的梯度MR图像；
图4图示了本发明的运动检测方法与TSE扫描相结合。
具体实施方式
参考图1，示出了MR设备1。该设备包括超导式或电阻式主磁体线圈2，使得沿着通过检查体积的z轴创建基本均匀的时间上恒定的主磁场B0。该设备进一步还包括(一阶、二阶以及在适用的情况下三阶)匀场线圈2'的集合，其中，流过集合2'的个体匀场线圈的电流是可控制的，以便使检查体积内的B0偏差最小化。
磁共振生成和操纵***应用一系列RF脉冲和切换的磁场梯度来反转或激发核磁自旋，引发磁共振，重新聚焦磁共振，操纵磁共振，在空间上以及在其它方面编码磁共振，饱和自旋等以执行MR成像。
更具体地，梯度放大器3沿着检查体积的x轴、y轴和z轴向全身梯度线圈4、5和6中的选定的一个施加电流脉冲或波形。数字RF频率发射器7经由发送/接收开关8将RF脉冲或脉冲包发射到身体RF线圈9，以将RF脉冲发射到检查体积中。典型的MR成像序列包括短的持续时间的RF脉冲段的包，其与任何施加的磁场梯度一起实现对核磁共振信号的选定的操纵。RF脉冲用于饱和、激发共振，反转磁化，重新聚焦共振或操纵共振，并且选择被定位在检查体积中的身体10的部分。MR信号也被身体RF线圈9拾取。
为了生成身体10的有限区域的MR图像或者为了借助于并行成像进行扫描加速，将局部阵列RF线圈的集合11、12、13放置为与被选择用于成像的区域相邻接。阵列线圈11、12、13能够用于接收由身体线圈RF发射所引发的MR信号。
结果得到的MR信号由身体RF线圈9和/或由阵列RF线圈11、12、13拾取，并且由优选包括前置放大器(未示出)的接收器14解调。接收器14经由发送/接收开关8被连接到RF线圈9、11、12和13。
主计算机15控制匀场线圈2'以及梯度脉冲放大器3和发射器7以生成多个MR成像序列中的任何个，例如，回波平面成像(EPI)、回波体积成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像等。针对所选择的序列，接收器14在每个RF激励脉冲之后快速连续地接收单个或多个MR数据线。数据采集***16执行对接收到的信号的模数转换，并且将每个MR数据线转换为适合用于进一步处理的数字格式。在现代MR设备中，数据采集***16是专门用于采集原始图像数据的单独的计算机。
最终，数字原始图像数据被重建处理器17重建成图像表示，所述重建处理器17应用傅立叶变换或其他合适的重建算法，例如，SENSE或GRAPPA。MR图像可以表示通过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。然后将该图像存储在可以在其中存取该图像的图像存储器中，以将图像表示的切片、投影或其他部分转换成用于可视化的适当格式，例如经由视频监视器18，所述视频监视器18提供结果得到的MR图像的人类可读显示。
图2图示了根据本发明的实施例的笛卡尔k空间采样方案。
所谓的涡轮自旋回波(TSE)序列是众所周知的多回波成像序列。TSE序列的一次“击发”包括用于激励磁共振的初始RF脉冲，接着是多个快速施加的(通常为180°的)重新聚焦RF脉冲，从而生成一系列不同相位编码的自旋回波信号。采集回波信号，其中，每个回波信号表示k空间轮廓分布，即，k空间的一维样本，k空间中的k空间轮廓分布的位置由序列的所应用的频率编码和相位编码切换的磁场梯度来确定。所谓的涡轮因子是每次激励之后采集的回波数量。典型地，应用多回波序列的多个击发对k空间进行完整的采样，以便能够根据采集到的k空间轮廓分布来重建MR图像。在当今几乎所有的应用中都应用TSE序列。尽管被广泛使用，但是由于分割的k空间分布式采集，已知TSE序列对运动非常敏感。被成像对象的小的运动会引起与感兴趣解剖结构重叠的重影，干扰了扫描的总体诊断价值。
根据本发明，在TSE序列的一次击发期间采集的k空间轮廓分布构成了多个在时间连续采集的子集的一个子集。在图2所示的实施例中，具有turbo因子5的TSE序列的三次击发被应用于对k空间的采样。图2的图中的水平线表示由TSE序列生成的回波信号。由S11-S15指定的k空间轮廓分布是在第一次击发期间被采集的并且构成第一子集。由S21-S25指定的k空间轮廓分布是在第二次击发期间被采集的并且构成第二子集，而由S31-S35指定的k空间轮廓分布是在第三次击发期间被采集的并且构成第三子集。每个子集包括五个k空间轮廓分布，这五个k空间轮廓分布利用子采样对k空间进行采样。三个子集彼此互补以形成完全采样的k空间轮廓分布的集合。不同子集的k空间轮廓分布之间的差Δk确定相位编码方向ky上的FOV的大小。
根据本发明，根据每个子集重建单子集MR图像。这在图3中被图示出。图3中示出的左边的九幅MR图像是根据如图2中所图示的使用具有九次击发和涡轮因子33的TSE序列(头部扫描)所采集的回波信号重建的单子集MR图像。能够看出，九幅单子集MR图像中的对比度显著不同，这是因为子集覆盖k空间中的不同位置。根据本发明，根据每幅单子集MR图像重建梯度MR图像。图3中的右边的九幅MR图像是通过在相位编码方向ky上计算图像值的体素空间导数而从图3的左边部分中示出的单子集MR图像导出的对应的梯度MR图像。能够看出，九幅梯度MR图像的内容示出比单子集MR图像高得多的相似度。
图4图示了本发明的运动检测方案。通过将梯度MR图像彼此比较来检测运动。这是通过计算梯度MR图像的成对互相关性来执行的。在图4所示的实施例中，MR信号是使用具有十次击发和涡轮因子30的TSE序列来采集的。顶部中间图示出了没有运动损坏的情况下的相关矩阵。该矩阵具有对应于TSE序列的激发次数的十行和十列，即，本发明的含义内的子集的数量。矩阵的每个场包括从各自的单子集MR图像计算出的一对梯度MR图像的互相关性的值。为了展示本发明的原理，通过引入一个体素的移位，击发2和击发4被运动损坏。右上图示出了x方向上的移位的相关矩阵，而下方的中间图示出了y方向上的移位的相关矩阵。在这两种情况下，在各自的相关矩阵的第2列和第4列以及第2行和第4行中观察到互相关性的显著下降。右下图示出了各自的矩阵的每行在列上的互相关性的总和。该图清楚地反映了针对两个移位方向的第2行和第4行中的互相关性的下降。根据本发明，该总和能够被用作运动检测度量。低值指示相应的梯度MR图像与其他梯度MR图像的低相关性，并且因此指示增加的运动损坏可能性。例如，这可以用于根据从全部子集形成的k空间轮廓分布的完整样本集合来重建经运动补偿的MR图像，其中，根据运动检测度量对这些子集进行加权。备选地，对于其运动检测度量低于给定阈值的那些子集，可以自动启动重新采集。在图4的左边示出了对应重建的MR图像(头部图像)。
尽管上面已经参考TSE成像序列描述了本发明，但是必须注意，也能够使用其它已知的成像序列(例如，TFE、FFE或SE)以及所采集的k空间轮廓分布的对应排序。
本发明的概念能够以直接的方式扩展到3D或更高维度的成像，例如使用包括在ky和kz方向上相位编码的并且被均匀分布在三维k空间上的k空间轮廓分布的子集。然后每个子集包括多个等距的平行的k空间轮廓分布(沿着频率编码方向kx延伸)。一个子集与另一个子集在个体k空间轮廓分布的k空间位置方面不同，不同子集在两个相位编码方向ky和kz上的测得的k空间轮廓分布之间具有恒定的偏移Δky和Δkz。

Claims (16)

1.一种对被放置在MR设备(1)的检查体积中的对象(10)进行MR成像的方法，所述方法包括以下步骤：
-通过使所述对象(10)经受至少一个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列来生成MR信号；
-将所述MR信号采集为多个时间连续的子集，每个子集包括具有k空间的子采样的多个k空间轮廓分布，其中，所述子集彼此互补以形成完全采样的k空间轮廓分布的集合；
-根据每个子集来重建单子集MR图像；
-根据每幅单子集MR图像来计算梯度MR图像；并且
-通过将所述梯度MR图像相互比较来检测运动。
2.根据权利要求1所述的方法，还包括：
-根据所述完全采样的k空间轮廓分布的集合来重建经运动补偿的MR图像，其中，所述子集是根据检测到的运动而被加权的。
3.根据权利要求1所述的方法，还包括：
-根据所述检测到的运动将运动校正应用于所述子集中的至少一个；并且
-根据从经运动校正的子集形成的所述完全采样的k空间轮廓分布的集合来重建经运动校正的MR图像。
4.根据权利要求1所述的方法，还包括：
-重新采集一个或多个运动损坏的子集；并且
-根据从没有运动损坏的子集和重新采集的子集形成的所述完全采样的k空间轮廓分布的集合来重建最终的MR图像。
5.根据权利要求4所述的方法，其中，k空间采样的视场是根据所述检测到的运动在重新采集所述子集的步骤中被调整的。
6.根据权利要求1-5中的任一项所述的方法，其中，检测运动的步骤包括计算针对每对梯度图像的互相关性。
7.根据权利要求1-6中的任一项所述的方法，其中，所述检测到的运动的平移和/或旋转参数是通过将所述梯度图像相互比较来导出的。
8.根据权利要求1-7中的任一项所述的方法，其中，所有子集覆盖k空间的相同的预定区域。
9.根据权利要求1-8中的任一项所述的方法，其中，所述子集是使用k空间的笛卡尔采样来采集的。
10.根据权利要求9所述的方法，其中，每个子集包括多个等距离的平行的k空间轮廓分布。
11.根据权利要求1-10中的任一项所述的方法，其中，所述成像序列是包括多次击发的多回波成像序列，其中，每个子集对应于在所述多回波成像序列的单次击发中生成的一系列MR回波信号。
12.根据权利要求1-8中的任一项所述的方法，其中，所述子集是使用k空间的非笛卡尔采样来采集的。
13.根据权利要求1-12中的任一项所述的方法，其中，所述子集包括三维或更高维度的k空间数据。
14.根据权利要求1-13中的任一项所述的方法，其中，所述梯度图像是通过确定所述单子集MR图像的图像值沿着至少一个空间方向的空间导数来计算的。
15.一种MR设备，包括：至少一个主磁体线圈(2)，其用于在检查体积内生成均匀、稳定的磁场B0；多个梯度线圈(4、5、6)，其用于在所述检查体积内的不同的空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈(9)，其用于在所述检查体积内生成RF脉冲和/或用于接收来自被定位在所述检查体积中的对象(10)的MR信号；控制单元(15)，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间演替；以及重建单元(17)，其用于根据接收到的MR信号来重建MR图像，其中，所述MR设备(1)被配置为执行以下步骤：
-通过使所述对象(10)经受至少一个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列来生成MR信号；
-将所述MR信号采集为多个时间连续的子集，每个子集包括具有k空间的子采样的多个k空间轮廓分布，其中，所述子集彼此互补以形成完全采样的k空间轮廓分布的集合；
-根据每个子集来重建单子集MR图像；
-根据每幅单子集MR图像来计算梯度MR图像；并且
-通过将所述梯度MR图像相互比较来检测运动。
16.一种要在MR设备上运行的计算机程序，所述计算机程序包括用于以下操作的指令：
-生成至少一个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列；
-将MR信号采集为多个时间连续的子集，每个子集包括具有k空间的子采样的多个k空间轮廓分布，其中，所述子集彼此互补以形成完全采样的k空间轮廓分布的集合；
-根据每个子集来重建单子集MR图像；
-根据每幅单子集MR图像来计算梯度MR图像；并且
-通过将所述梯度MR图像相互比较来检测运动。
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