CN109983358A - Propeller mr成像 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种对患者的身体(10)进行MR成像的方法。本发明的一个目的是提供一种减少与多回波采集相结合的PROPELLER成像中的对比度模糊的方法。本发明的方法包括以下步骤：‑通过使身体(10)的至少部分经受包括多个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列来生成MR信号；‑根据PROPELLER方案采集MR信号作为时间演替的多个k空间叶片(21‑26)，每个k空间叶片(21‑26)包括多条实质上平行的k空间线，其中，k空间叶片(21‑26)关于k空间的中心旋转，使得总的采集的MR信号的数据集跨k空间中的圆形的至少部分，其中，k空间的公共中心圆形区域由全部k空间叶片(21‑26)覆盖，其中，MR信号的弛豫加权在不同的k空间叶片(21‑26)之间改变；‑估计MR信号的弛豫加权；‑根据估计的弛豫加权补偿所采集的MR信号；并且‑根据经补偿的MR信号重建MR图像。此外，本发明涉及MR设备(1)和用于MR设备(1)的计算机程序。

Description

PROPELLER MR成像
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像领域。其涉及对放置在MR设备的检查体积中的患者身体的MR成像的方法。本发明还涉及MR设备和要在MR 设备上运行的计算机程序。
背景技术
利用磁场与核自旋之间的相互作用以便形成二维或三维图像的成像 MR方法现今被广泛地使用，尤其在医学诊断领域中，因为针对软组织的成像，它们在许多方面中优于其它成像方法，不要求电离辐射并且通常不是侵入性的。
根据一般的MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强的均匀磁场 B0中，其方向同时限定测量与之相关的坐标系的轴(通常z轴)。磁场B0根据可以通过应用限定的频率(所谓的拉莫尔频率或MR频率)的交变电磁场(RF场)所激励(自旋共振)的磁场强度而产生针对个体核自旋的不同的能级。从宏观角度而言，个体核自旋的分布产生总体磁化，所述总体磁化可以通过应用适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)而偏离平衡态，而该RF 脉冲的对应磁场B1垂直于z轴延伸，使得磁化关于z轴执行进动。该进动描述圆锥体的表面，所述圆锥体的孔径角称为翻转角。翻转角的尺寸依赖于所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°)。
在RF脉冲的终止之后，磁化弛豫回到原始的平衡状态，其中，z方向上的磁化以第一时间常量T1(自旋点阵或纵向弛豫时间)再次建立，并且垂直于z方向的方向上的磁化以第二且更短的时间常量T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。横向磁化及其改变可以借助于接收RF线圈来检测，所述RF线圈以如下的方式在MR设备的检查体积内布置和取向：使得在垂直于z轴的方向上测量磁化的改变。在由局部磁场不均匀性所诱发的RF激励之后，横向磁化的衰变伴随有失相发生，所述局部磁场不均匀性促进从具有相同信号相位的有序状态到所有相位角均匀地分布的状态的转变。失相可以借助于重聚焦RF脉冲(180°脉冲)来补偿。这产生接收线圈中的回波信号(自旋回波)。
为了实现身体中的空间分辨率，沿着三个主轴延伸的时变磁场梯度被叠加在均匀磁场B0上，从而导致自旋共振频率的线性空间依赖性。接收线圈中拾取的信号然后包含可以与身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由接收线圈所获取的信号数据对应于空间频率域并且被称作k空间数据。k空间数据通常包括不同的相位编码的所采集的多条线。每条线通过收集多个样本来数字化。一组k空间数据借助于傅里叶变换被转换为MR 图像。
所谓的PROPELLER成像为临床MR成像提供了有希望的优点，如对患者运动的鲁棒性和固有的运动补偿能力。在PROPELLER构思 (Periodically Rotated OverlappingParalEL Lines,see James G.Pipe:“Motion Correction With PROPELLER MRI:Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging”,MagneticResonance in Medicine，第42卷、第963-969页(1999))中，MR信号数据在N个条带中的k-空间中的被采集，每个条带由L条平行k-空间线组成，所述L条平行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。每个条带(其也被称为k-空间叶片)在k-空间中被旋转例如180°/N的角度，使得总的 MR数据集跨k-空间中的圆形。如果具有直径M的全k-空间数据矩阵被期望，那么L和N可以被选择为使得L×N＝M×π/2。PROPELLER的一个实质特性是k-空间中的具有直径L的中心圆形部分针对每个k-空间叶片被采集。该中心部分能够用于针对每个k-空间叶片重建低分辨率MR图像。低分辨率MR图像可以彼此进行比较以去除由于患者运动的平面内位移和相位误差。PROPELLER技术利用k-空间的中心部分的过采样，以便获得关于在MR信号采集期间的被检查的患者的运动鲁棒的MR图像采集技术。此外，由于k-空间叶片的加权平均，当如SENSE的并行成像技术用于MR 数据采集时，PROPELLER‘平均’由例如B0不均匀性或不准确线圈敏感度图引起的进一步成像伪迹。
已知的，PROPELLER成像非常适合与多回波采集相结合，其中，在单个RF激励之后采集完整的k空间叶片。例如，在TSE PROPELLER成像中， PROPELLER采集方案与快速自旋回波(TSE)成像序列相结合。TSE序列的一个“激发”包括用于激励磁共振的初始RF脉冲，之后是多个快速施加的(通常为180°)重聚焦RF脉冲，其生成一串不同相位编码的自旋回波信号。回波信号被采集，其中，每个回波信号表示k空间线，即k空间的一维样本，相应的k空间叶片中的k空间线的位置由所应用的频率编码和序列的相位编码切换的磁场梯度确定。所谓的快速因子(TF)是每次激励后采集的回波数。在PROPELLER TSE成像中，应用多回波序列的多个激发以完全采样k空间，以便能够根据所采集的k空间轮廓重建MR图像，其中，每个k空间叶片的k空间线分别在单个RF激励之后采集。因此，TSE 序列的激发次数通常对应于所采集的k空间叶片的数量，并且快速因子通常对应于每个k空间叶片的k空间线的数量。
不管这样的好处，已知PROPELLER TSE由于k空间叶片的尺寸和旋转以及经历不同弛豫衰变量的回波信号的PROPELLER特异性k空间分布式采集而引入对比度模糊。特别是质子密度(PD)和T1对比度由于通常较短的TSE回波时间和回波串长度而引入增强的对比度模糊。因此，PD和 T1对比度加权的MR成像目前通常不与PROPELLER TSE成像结合使用。
D.Huo等人的ISMRM-2008(第650页)摘要“IDEAL with Turbo-PROP”涉及使用多回波图像形式Turbo-PROP序列。这些图像可以用于基于相位差分离水和脂肪信号。
发明内容
根据上述内容容易意识到，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减少与多回波采集相结合的PROPELLER成像中的对比度模糊的方法。
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患者的身体进行MR成像的方法，所述方法包括以下步骤：
-通过使所述身体的至少部分经受包括切换的磁场梯度和多个RF脉冲的MR成像序列来生成MR信号；
-根据PROPELLER方案采集所述MR信号作为时间演替的多个k空间叶片，每个k空间叶片包括多条实质上平行的k空间线，其中，所述k 空间叶片关于k空间的中心旋转，使得总的采集的MR信号的数据集跨k 空间中的圆形的至少部分，其中，k空间的公共中心圆形区域由全部k空间叶片覆盖，其中，所述MR信号的弛豫加权在不同的k空间叶片之间改变；
-估计MR信号的弛豫加权；
-根据估计的弛豫加权来补偿所采集的MR信号；并且
-根据经补偿的MR信号来重建MR图像
本发明建议根据PROPELLER方案采集k空间叶片，其中，不同的k 空间叶片的k空间线具有不同的弛豫时间对比度。例如，个体k空间线的 T1加权和/或T2加权和/或谱诱导相可以在不同的k空间叶片之间改变。以这种方式，在单个PROPELLER采集期间(也)从k空间的中心采集具有不同对比度的MR信号的集合。本发明的一个见解是，这使得能够在信号采集期间估计MR信号的弛豫衰变和/或谱诱导相，使得MR信号可以相应地被补偿并因此可以通过根据经补偿的MR信号进行图像重建来获得“去模糊的”MR图像。
本发明的方法利用通过对k空间的中心的PROPELLER扫描的固有的实质过采样，k空间的中心包含关于图像对比度的关键信息。因此，本发明使得能够针对在采集期间施加的每个弛豫重建个体弛豫加权和/或谱加权的 MR图像。为了估计MR信号的弛豫加权，可以从所采集的MR信号导出相应的T1图和/或T2图和/或B0图和/或水图和/或脂肪图，其中，根据导出的相应图针对改变补偿所采集的MR信号。最后，可以从因此补偿的MR 信号重建“去模糊的”MR图像。
归于具体弛豫时间的MR信号数据通常将至少在k空间的周边被欠采样。因此，压缩感测(CS)可以有利地用于根据欠采样的MR信号数据导出相应的T1图和/或T2图和/或B0图和/或水图和/或脂肪图。具体弛豫时间的k空间线甚至可以在k空间中不规则地分布。已知CS的理论具有显着的信号数据减少的巨大潜力。在CS理论中，可以通过应用合适的正则化算法根据欠采样测量结果来恢复在变换域中具有稀疏表示的信号数据集。作为针对信号采样和重建的数学框架，CS规定了甚至在k空间采样密度远低于奈奎斯特准则的情况下也可以精确地或至少以高图像质量重建信号数据集的条件，并且其还提供了这种重建的方法。
此外，可以从根据本发明的单个PROPELLER采集产生纯PD和T2对比度加权的MR图像。还可以根据单个PROPELLER采集的MR信号数据合成具有“混合”(PD、T1、T2)对比度的MR图像。此外，可以根据采集的数据导出定量弛豫时间和/或B0图、水图和/或脂肪图。
在优选实施例中，MR信号的弛豫时间通过成像序列的回波时间的改变和/或通过改变(反转恢复)预脉冲之后的延迟(例如，反转)时间来改变。因此，k空间叶片通过使用不同的回波时间以获得不同的T2加权和/或通过使用不同的翻转延迟以获得不同的T1加权而彼此不同。
在另一优选实施例中，成像序列可以是多回波成像序列，其中，通过每次激发生成一串回波信号，其中，每个k空间叶片的每条k空间线表示回波信号。成像序列可以是例如快速自旋回波(TSE)序列或快速场回波 (TFE)序列或回波平面成像(EPI)序列。这使得能够在成像序列的单次激发中快速采集完整的k空间叶片。在该实施例中，可以根据本发明通过改变从叶片到叶片的k空间线的采集顺序来改变弛豫时间。例如，k空间叶片中给定位置处的k空间线的T2加权取决于所生成的回波信号的串中的对应的回波信号的位置。因此，可以通过改变从叶片到叶片的k空间线的采集顺序容易地改变弛豫时间加权。备选地，可以通过改变个体回波信号的回波移位来改变弛豫时间。
为了在根据本发明的多个PROPELLER叶片的采集期间进一步优化在 k空间的中心具有不同对比度的MR信号的k空间分布，可以根据黄金角度方案(Golden angle-scheme)选择叶片的角度排序。在黄金角度方案中，k 空间线的角度每次从叶片到叶片增大ΔΦ＝111.25°，这对应于180°乘以黄金比率。因此，随后采样的辐条总是添加补充信息，同时填充先前采样的辐条集内的最大间隙。因此，任何所采集的顺序辐条集大致均匀地覆盖k 空间。因此，例如，使用弛豫时间的第一设置采集初始的三个黄金角度叶片，接着是使用不同的弛豫时间采集的另外三个黄金角度叶片。另外，可以改变每个叶片内的回波顺序以进一步加强对比度分布。
在本发明的另一优选实施例中，MR成像序列涉及RF脉冲的翻转角扫掠，其中，归于每个采集的MR信号的翻转角在估计弛豫加权时被考虑。可以由翻转角扫掠影响k空间线的T2加权，如通常在TSE采集中使用的。关于翻转角扫掠的信息需要例如经由对应的模型并入在弛豫时间加权的估计中。此外，还可以调节翻转角扫掠以改进弛豫加权的估计的精度。例如，在k空间叶片的总数为小的情况下，可以使用翻转角扫掠来平坦化TSE激发期间的弛豫时间加权的数量。
如在常规PROPELLER成像中，本发明的方法还可以包括估计和校正k 空间叶片中的运动引起的位移和相位误差的步骤。例如，将从k空间叶片的中心k空间数据重建的低分辨率MR图像彼此进行比较，以移除由患者运动引起的平面内位移和相位误差。在进一步处理MR信号数据之前，应当根据本发明在每个k空间叶片中校正这些因子。这使得本发明的方法在 MR信号采集期间相对于被检查的患者的运动是鲁棒的。由于弛豫时间加权的改变还修改了每个低分辨率MR图像的对比度，因此能够需要额外的措施来精确确定和校正患者运动。诸如互相关和归一化互信息的相似性量度方法可用于对准所获得的多对比度低分辨率图像。
根据本发明的优选实施例，成像序列是回波平面成像(EPI)序列。谱加权的改变可以通过个体k空间叶片之间的EPI回波串的移位的对应改变来实现。可以从其重建不同回波时间处的个体图像，并且可以根据已知的 Dixon方案重建水图、脂肪图和B0图。随后可以通过考虑B0图使用这些来提供无失真的MR图像。可以合成具有期望的水/脂肪外观的MR图像。
所描述的本发明的方法还可以借助于MR设备来执行，所述MR设备包括：用于生成检查体积内的均匀、稳定的磁场B0的至少一个主磁体线圈；用于生成在检查体积内的不同空间方向上的切换的磁场梯度的若干梯度线圈；用于生成在检查体积内的RF脉冲和/或用于从定位在检查体积中的患者的身体接收MR信号的至少一个身体RF线圈；用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间演替的控制单元；以及用于从所接收的MR信号重建MR 图像的重建单元。本发明的方法可以通过对MR设备的重建单元和/或控制单元进行对应的编程来实施。
可以有利地在目前的临床用途中的大部分MR设备上执行本发明的方法。为此，仅需要利用通过其控制MR设备的计算机程序，使得所述计算机程序执行上文所解释的本发明的方法步骤。计算机程序可以要么存在于数据载体上要么存在于数据网络中从而被下载以用于MR设备的控制单元中的安装。
附图说明
附图公开了本发明的优选实施例。然而，应该理解，附图仅出于说明的目的而被设计，而不是作为对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示意性地图示了本发明的PROPELLER采集方案；
图3将本发明的流程图示为框图。
具体实施方式
参考图1，MR设备1被示出为框图。所述设备包括超导或常导主磁体线圈2，使得沿z轴通过检查体积创建基本上均匀的、时间上恒定的主磁场 B0。设备还包括一组(1阶、2阶，以及-在适用的情况下-3阶)匀场线圈2’，其中，流过该组2’的个体匀场线圈的电流是可控的，以用于使检查体积内的B0偏差最小化的目的。
磁共振生成和操纵系统应用一系列RF脉冲和切换的磁场梯度以反转或激励核磁自旋，诱导磁共振，重聚焦磁共振，操纵磁共振，空间地和以其他方式编码磁共振，使自旋饱和等，以执行MR成像。
更具体地，梯度放大器3沿检查体积的x、y和z轴将电流脉冲或波形施加到全身梯度线圈4、5和6中的选定梯度线圈。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成像序列包括短持续时间的RF脉冲分段的包，其与任何施加的磁场梯度一起实现核磁共振信号的选定的操纵。RF 脉冲用于饱和，激励共振，反转磁化，重聚焦共振或操纵共振，并且选择被定位于检查体积中的身体10的部分。MR信号也通过体RF线圈9来拾取。
为了身体10的有限区域的MR图像的生成或者借助于并行成像的扫描加速，将一组局部阵列RF线圈11、12、13放置成邻近于被选定用于成像的区域。阵列线圈11、12、13可以用于接收由体线圈RF发射引起的MR 信号。
得到的MR信号由体RF线圈9和/或阵列RF线圈11、12、13拾取，并由接收器14解调，接收器14优选地包括前置放大器(未示出)。接收器 14经由发送/接收开关8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成像序列中的任一个，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。对于选定的序列，接收器14 在每个RF激励脉冲之后快速连续地接收单条或多条MR数据线。数据采集系统16对接收到的信号执行模数转换，并将每条MR数据线转换成适于进一步处理的数字格式。在现代MR设备中，数据采集系统16是专用于采集原始图像数据的单独计算机。
最终，数字原始图像数据由重建处理器17重建成图像表示，重建处理器17应用傅立叶变换或其他适当的重建算法，诸如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。图像然后被存储在图像存储器中，在所述图像存储器中可以访问所述图像以将切片、投影或图像表示的其他部分转换成适当的格式以用于例如经由视频监测器18进行可视化，视频监测器18提供得到的MR图像的人可读显示。
主计算机15被编程为执行本文上文和下文描述的本发明的方法。
图2图示了根据本发明的PROPELLER MR成像的k空间采样。如图2 的左图示所示，采集六个k空间叶片21-26。每个叶片21-26覆盖k空间的不同部分，其中，针对每个叶片21-26采集k空间的中心圆形区域。叶片 21-26围绕k空间的中心旋转，使得总采集的MR数据集跨k空间中的圆形。在图2的右图示中，示出了单个k空间叶片21，其使用TSE序列的单次激发来采集。对于k空间叶片21-26的所有旋转角度，保持相位编码方向的取向和相对于叶片取向的读出方向。如在使用已知的相似性量度方法的常规 PROPELLER成像中检测和校正叶片21-26中的运动引起的位移和相位误差。叶片21中的不同线指示k空间线27、28、29的采集顺序。作为范例，实线27对应于在单个RF激励之后采集的一系列回波信号的第一回波。虚线28对应于第二回波，点线29对应于第三回波。如在图2的左图中可以看到的，回波信号的采集顺序从叶片到叶片改变，使得MR信号的弛豫时间加权(T2加权)在不同叶片21-26之间改变。
如图2指示的，本发明提出了每叶片的不同的TSE对比度或TSE顺序。 TSE对比度的改变可以通过例如TSE回波移位来实现，因为其通常用于非对称TSE技术中。每个叶片的不同TSE顺序可以在单个PROPELLER采集期间实现k空间的中心的对比度改变。这在图2中由不同的线(实线、虚线、点线)27、28、29图示。可以例如通过在过采样的k空间中心使用迭代SENSE、CS和/或对比度加权来重建个体弛豫时间加权的MR图像(Song HK等人的MagneticResonance in Medicine(第44卷，第6期，p.825-832， 2000年))。根据本发明使用个体对比度的重建来估计对比度衰变(T2)并导出对比度图(T2图)。例如，可以通过逐像素地确定不同T2加权的MR 图像中的信号衰变来获得T2图。然后使用估计的弛豫衰变对TSE PROPELLER数据进行去模糊。纯PD和T2加权的MR图像是从单次 PROPELLER采集产生的。还可以合成基于用户偏好的混合对比度(T1、 T2、PD)，并且还可以导出定量弛豫时间图。
本发明的概念可以扩展到不同的序列类型和对比度改变。作为另一范例，本发明可以应用于结合单个反转脉冲之后的对比度改变的PROPELLER 平衡TFE采集，从而提供生成T1图和不同T1对比度的可能性。
图3示意性地图示了本发明的方法。在步骤31中以不同的弛豫时间采集k空间叶片之后，使用适当的相似性量度在步骤32中估计并校正运动。然后重建具有相应不同对比度的个体MR图像33a-e，并且在步骤34中将所获得的对比度加权拟合到对比度模型，以估计所采集的MR信号的弛豫加权。然后在步骤35中根据对比度模型补偿所采集的MR信号。然后可以在步骤39中从补偿的MR信号数据重建纯对比度MR图像(例如，T1加权的MR图像、T2加权的MR图像、质子密度加权的MR图像)。作为拟合流程的结果，在步骤36中额外获得对比度图(例如，T1图、T2图、脂肪图、水图)。可以在步骤37中输入关于期望对比度的用户偏好。在此基础上，可以在步骤38中从MR信号重建具有对应地合成的组合对比度的MR图像。

Claims (15)

1.一种对被放置在MR设备(1)的检查体积中的患者的身体(10)进行MR成像的方法，所述方法包括以下步骤：
-通过使所述身体(10)的至少部分经受包括多个RF脉冲和切换的磁场梯度的MR成像序列来生成MR信号；
-根据PROPELLER方案采集所述MR信号作为时间演替的多个k空间叶片(21-26)，每个k空间叶片(21-26)包括多条实质上平行的k空间线，其中，所述k空间叶片(21-26)关于k空间的中心旋转，使得总的采集的MR信号的数据集跨k空间中的圆形的至少部分，其中，k空间的公共中心圆形区域由全部k空间叶片(21-26)覆盖，其中，所述MR信号的弛豫加权在不同的k空间叶片(21-26)之间改变；
-估计所述MR信号的所述弛豫加权；
-根据所估计的弛豫加权来补偿所采集的MR信号；并且
-根据经补偿的MR信号来重建MR图像。
2.如权利要求1所述的方法，其中，个体k空间线的T1加权和/或T2加权在所述不同的k空间叶片(21-26)之间改变。
3.如权利要求1或2所述的方法，其中，根据所采集的MR信号来导出T1图和/或T2图和/或B0图和/或水图和/或脂肪图，其中，根据所导出的T1图、T2图、B0图、水图和/或脂肪图针对改变来补偿所采集的MR信号。
4.如权利要求1-3中的任一项所述的方法，其中，所述MR信号的所述弛豫加权是通过对所述成像序列的回波时间的改变和/或通过改变准备预脉冲之后的时间延迟来改变的。
5.如权利要求1-4中的任一项所述的方法，其中，所述成像序列是多回波成像序列，具体地是快速自旋回波(TSE)序列或快速场回波(TFE)或回波平面成像(EPI)序列，并且由每次激发生成一串回波信号，其中，每个k空间叶片(21-26)的每条k空间线表示回波信号。
6.如权利要求5所述的方法，其中，所述MR信号的所述弛豫加权是通过在所述k空间叶片(21-26)之间对所述k空间线的采集顺序的改变来改变的。
7.如权利要求5所述的方法，其中，所述MR信号的所述弛豫加权是通过在所述k空间叶片(21-26)之间对所述回波信号的回波移位的改变来改变的。
8.如权利要求1-7中的任一项所述的方法，其中，弛豫加权的MR图像和/或谱加权的MR图像是根据针对每个个体弛豫加权的所采集的MR信号来重建的。
9.如权利要求8所述的方法，其中，弛豫时间图是根据经重建的弛豫加权的MR图像来导出的。
10.如权利要求8或9所述的方法，其中，所述弛豫加权的MR图像是使用压缩感测或并行图像重建算法来重建的。
11.如权利要求1至10中的任一项所述的方法，其中，根据所述经补偿的MR信号来重建T1加权的MR图像、T2加权的MR图像、质子密度加权的MR图像、水MR图像和/或脂肪MR图像。
12.如权利要求1至11中的任一项所述的方法，其中，根据所述经补偿的MR信号来合成具有组合的T1加权的、T2加权的、质子密度加权的、水和/或脂肪对比度的MR图像。
13.如权利要求1至12中的任一项所述的方法，其中，所述MR成像序列涉及对所述RF脉冲的翻转角扫掠，其中，所述翻转角归于在对所述弛豫加权的所述估计中考虑的每个所采集的MR信号。
14.一种用于执行根据权利要求1至13所述的方法的MR设备，所述MR设备(1)包括：至少一个主磁体线圈(2)，其用于生成检查体积内的均匀、稳定的磁场B0；多个梯度线圈(4、5、6)，其用于生成所述检查体积内的不同空间方向上的切换的磁场梯度；至少一个RF线圈(9)，其用于生成所述检查体积内的RF脉冲和/或用于接收来自被定位于所述检查体积中的患者的身体(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)被布置为执行以下步骤：
-通过使所述身体(10)的至少部分经受包括切换的磁场梯度和多个RF脉冲的MR成像序列来生成MR信号；
-根据PROPELLER方案采集所述MR信号作为时间演替的多个k空间叶片(21-26)，每个k空间叶片(21-26)包括多条实质上平行的k空间线，其中，所述k空间叶片(21-26)关于k空间的中心旋转，使得总的采集的MR信号的数据集跨k空间中的圆形的至少部分，其中，k空间的公共中心圆形区域由全部k空间叶片(21-26)覆盖，其中，所述MR信号的弛豫加权在不同的k空间叶片(21-26)之间改变；
-估计所述MR信号的所述弛豫加权；
-根据所估计的弛豫加权来补偿所采集的MR信号；并且
-根据经补偿的MR信号来重建MR图像。
15.一种要在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：
-通过使所述身体(10)的至少部分经受包括切换的磁场梯度和多个RF脉冲的MR成像序列来生成MR信号；
-根据PROPELLER方案采集所述MR信号作为时间演替的多个k空间叶片(21-26)，每个k空间叶片(21-26)包括多条实质上平行的k空间线，其中，所述k空间叶片(21-26)关于k空间的中心旋转，使得总的采集的MR信号的数据集跨k空间中的圆形的至少部分，其中，k空间的公共中心圆形区域由全部k空间叶片(21-26)覆盖，其中，所述MR信号的弛豫加权在不同的k空间叶片(21-26)之间改变；
-估计所述MR信号的所述弛豫加权；
-根据所估计的弛豫加权来补偿所采集的MR信号；并且
-根据经补偿的MR信号来重建MR图像。
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