一种减少运动误差的磁共振测温方法与流程

1.本技术涉及医学影像领域，更具体地说，涉及一种减少运动误差的磁共振测温方法。


背景技术：

2.磁共振测温可以实现对消融治疗过程中温度的监控，然而心脏的搏动和大脑中脑脊液(cerebrospinal fluid，csf)的运动会导致误差，扫描间运动是基于质子共振频率位移的测温法测量的温度图中的误差产生的原因；脑脊液的大小和相位信号经常通过脑脊液的正常动态运动在脉冲梯度回波序列上导致更改，混淆温度估计；脑脊液运动还可能导致脑室周围的像素移动，从而导致相差图出现错误。为了消除腔体附近因运动导致的温度图像误差，本发明提供了一种运动误差的消除方法。


技术实现要素：

3.为解决上述技术问题，本技术提供了一种减少运动误差的磁共振测温方法。
4.一种磁共振测温方法及相关装置，以实现降低最终获得的目标温度图像的误差，提高温度图像的准确性的目的。
5.第一方面，本发明提供了一种减少运动误差的磁共振测温方法，其包括：
6.使用含有i个不同回波时间的梯度回波序列获取目标部位的磁共振影像数据，i为大于或等于2的正整数，所述磁共振影像数据包括与所述回波时间对应的相位图(tei)，
7.选取不同时刻的至少两组对应不同回波时间的相位图获得对应所述不同时刻的相位差图或温度差图；
8.使用至少两组对应不同回波时间的相位差图或者温度差图在每个像素处的线性最小二乘拟合将运动引起的相位误差去除；
9.根据所述温度差图获得对应不同时刻的温度图。
10.其中，线性最小二乘拟合得到了相位差图或者温度差图的误差值。
11.本发明中，基于温度差与相位差成正比计算像素的温度差，即温度差与相位差可以相互转换。
12.可选地，本发明的方法还包括对所述对应不同回波时间的温度图进行加权处理，得到加权温度图。
13.可选地，本发明的方法还包括消除磁共振系统的系统误差的步骤，该步骤在相位差图或温度变化图上进行。进一步地，消除磁共振成像系统的系统误差的步骤选取选取若干物理温度稳定无变化且组织均匀的区域作为热参考点，通过从每个相位差图像减去所述热参考点的平均相位差或者温度变化图中减去所述热参考点的平均温度变化，进行相位漂移校正。
14.第二个方面，本发明提供了一种存储介质，存储介质上存储有程序代码，程序代码被执行时实现本发明的磁共振测温方法。
15.第三个方面，本发明提供了一种测温仪，其特征在于，包括：主机、所述主机包含处理器并能够接收磁共振影像数据，所述处理器加载有程序代码，所述程序代码用于执行本发明的磁共振测温方法。
16.第四个方面，本发明提供了一种激光间质热疗仪，其特征在于，包含第三个方面描述的测温仪。
17.第四个方面，本发明提供了一种磁共振测温系统，包括：
18.相位图模块，使用含有i个不同回波时间的梯度回波序列获取目标部位的磁共振影像数据，i为大于或等于2的正整数，所述磁共振影像数据包括与所述回波时间对应的相位图(tei)，
19.相位差或温度差生成模块，用于选取不同时刻的至少两组对应不同回波时间的相位图获得对应所述不同时刻的相位差图或温度差图；
20.图像校正模块，用于使用至少两组对应不同回波时间的相位差图或者温度差图在每个像素处的线性最小二乘拟合将运动引起的相位误差去除；
21.温度图像模块，根据经校准的温度差图获得对应不同时刻的温度图。
附图说明
22.为了更清楚地说明本技术实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本技术的实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据提供的附图获得其他的附图。
23.图1为在体环境中获得的幅值、相位图和温度图；
24.图2为本技术的一个实施例提供的一种磁共振测温方法的流程示意图；
25.图3为本技术的一个实施例提供的体内实验中单个像素的运动误差校正结果；
26.图4为本技术的一个实施例提供的体内实验中的狗的代表性温度图；
具体实施方式
27.磁共振测温可用于引导多种能量输送型治疗手段，例如激光间质热疗、聚焦超声治疗、射频消融等，监控目标组织温度和治疗效果。发明人通过研究发现获取的磁共振测温错误的主要来源之一是运动导致的相位误差。
28.基于质子共振频率位移的测温法基于以下原理：氢质子的共振频率随水分子中的温度而变化。对于含水组织，局部磁场随温度的变化可描述为：
[0029][0030]
其中，α是随温度变化的质子共振频率系数，本发明中取0.008-0.015ppm/℃。受温度影响的水质子的相应共振频率变化可以表示为：
[0031]
δf＝αγb0·
δt；
ꢀꢀꢀ
(2)
[0032]
其中，δt表示温度变化，δf表示共振频率变化，γ表示旋磁比，b0表示静态磁场强度。
[0033]
可以在复杂的磁共振成像的相位中观察到由于温度变化引起的共振频率的变化。对于给定的梯度回波序列的间隔时间te，可以根据相位差δφ计算相对温度变化δt，该方
程可表示为：
[0034][0035]
梯度回波序列，是基于质子共振频率位移的测温法中使用的序列，包括对应不同回波时间的序列，例如可以包括i个回波时间对应的回波序列，i为不小于2的正整数。根据公式(3)可知，梯度回波序列中回波时间越长的序列，相同的温度变化可能导致相位差越大，可以获得更高的温度灵敏度。
[0036]
参考图1，示出了现有技术中，使用单一回波时间的回波序列获得的温度图像存在的多种常见问题，体内中通过本技术实施例使用的含有4个不同回波时间的梯度回波序列获得的第一至第四回波的相位(第一行)，使用传统的prf算法根据每个te(回波时间)设置计算温度图(第二行)。具体地，由于大脑中脑脊液(cerebrospinal fluid，csf)的运动，扫描间运动是基于质子共振频率位移的测温法测量的温度图中的一个问题。脑脊液的幅值和相位信号经常通过脑脊液的正常动态运动在脉冲梯度回波序列上改变，这可能会混淆温度估计。脑脊液运动还可能导致心室内和周围心室的像素移动，从而导致相差图出现错误。如图1所示，体内温度图显示由于脑脊液运动，第三脑室内的虚假高温。温度误差在较短回波时间的脉冲梯度回波序列上更为明显，因为根据公式(3)，它们对脑脊液流动引入的相移强度的容忍度更小。
[0037]
为了消除脑脊液运动导致的误差，本技术实施例提供了一种磁共振测温方法，包括：
[0038]
使用含有i个不同回波时间的梯度回波序列获取目标部位的磁共振影像数据，i为大于或等于2的正整数，所述磁共振影像数据包括与所述回波时间对应的相位图(tei)，
[0039]
选取不同时刻的至少两组对应不同回波时间的相位图获得对应所述不同时刻的相位差图或温度差图；
[0040]
使用至少两组对应不同回波时间的相位差图或者温度差图在每个像素处的线性最小二乘拟合将运动引起的相位误差去除；
[0041]
根据所述温度差图获得对应不同时刻的温度图。
[0042]
具体的，参考图2进行说明：
[0043]
s101：使用含有i个不同回波时间的梯度回波序列获取目标部位的磁共振影像数据，i为大于或等于2的正整数，所述磁共振影像数据包括与所述回波时间对应的相位图(tei)
[0044]
在步骤s101中，所述梯度回波序列中回波时间的最小取值和最大取值均可根据实际需求而定，例如，在对头部成像来说，其可选的梯度时间序列的回波时间的取值范围为3～30ms。
[0045]
梯度回波序列中的i个不同的回波时间的获取方式可以是从服务器或其他存储设备中读取或接收，也可以是根据工作人员的设定实时获取的，本技术对获取多个梯度回波序列的具体方法并不做限定，具体视实际情况而定。
[0046]
i个不同的回波时间是指最少两个不同回波时间，例如，(6ms,18ms)，(6ms,24ms)，(12ms,18ms)，(6ms,12ms,24ms)，(6ms,18ms,24ms)，(6ms,12ms,18ms,24ms)，(6ms,12ms,12ms,24ms)，(6ms,18ms,18ms,24ms)等作为回波时间的梯度回波序列。
[0047]
s102：选取不同时刻的至少两组对应不同回波时间的相位图获得对应所述不同时刻的相位差图或温度差图；
[0048]
使用所述不同时刻中任一时刻的相位图减去基准时刻的相位图得到该时刻的相位差图，基准时刻为对目标组织传输能量(例如热能、光能、射频消融、冷冻消融)之前的任意时刻，优选地为进行能量传输之前不久的时刻，例如即将进行能量传输的时刻；
[0049]
基于温度差与相位差成正比计算像素的温度差；
[0050]
s103：使用至少两组对应不同回波时间的相位差图或者温度差图在每个像素处的线性最小二乘拟合将运动引起的相位误差去除；
[0051]
线性最小二乘拟合得到了相位差图或者温度差图的误差值。
[0052]
s104：根据所述温度差图获得对应不同时刻的温度图，温度图通过使用热参考点在基准时刻的温度加上温度差得到。
[0053]
可选的，在步骤s102和步骤s103之间，或者再步骤s103和步骤104之间，还可以包括消除磁共振系统的系统误差的步骤，该步骤在相位差图或温度变化图上进行。进一步地，消除磁共振成像系统的系统误差的步骤选取选取若干物理温度稳定无变化且组织均匀的区域作为热参考点，通过从每个相位差图像减去所述热参考点的平均相位差或者温度变化图中减去所述热参考点的平均温度变化，进行相位漂移校正。
[0054]
可选地，本发明的方法还可以包括步骤s105：对不同回波时间的回波序列对应的温度图进行加权处理，得到加权温度图，加权可以是各种加权方法，例如平均加权，或者可以为单独的一个回波时间对应的温度图，即该温度图的加权系数为1，其他相位温度图的加权系数为0。。
[0055]
在步骤s104之后还可包括：
[0056]
s1041：对所述目标温度图像进行多次插值处理，并利用插值处理后的所述目标温度图像计算消融区域边界。
[0057]
对所述目标温度图像进行多次插值处理的目的是为了获得更平滑的消融区域边界，差值处理的具体次数可以是2或3次。
[0058]
下面结合具体实验对本技术实施例提供的磁共振测温方法进行验证。
[0059]
成年杜宾狗接受了激光间质热疗。加热过程在3t mr扫描仪(ingenia，philips healthcare，best，荷兰)上通过32条接收头线圈使用多回波时间梯度回波序列进行监控，多回波快速梯度回波)，翻转角＝30
°
，te＝6/12/18/24ms，tr＝22ms，矩阵＝176
×
176，fov＝200x200mm2，切片厚度＝5mm，3s/图像。
[0060]
参考图3示出了在一个像素中，在没有(左图)和有(右图)本发明的运动误差校正的情况下作为时间的函数的相位差(第一行)和温度(第二行)。对于6ms的回波时间，相位误差δφ(x,y)
bias
会引入较大的温度偏差，但在线性最小二乘拟合之后，各个回波时间的误差均可正确消除。
[0061]
图4显示了体内实验中的狗的代表性温度图。需要注意的是，消融区域位于靠近第三脑室和侧脑室的位置。选择在激光消融过程中获取的100帧(3s/帧)图像叠加在消融后t2w磁共振热成像上。从上至下是通过现有技术算法分别根据单个回波时间(te)数据(te＝6ms和te＝24ms)计算出的温度图像，并使用本发明所提出的算法根据联合te回波序列计算出的温度图像。第一行(te＝6ms)显示了第三侧脑室和侧脑室内的伪高温，表明短te计算温
度严重受csf流动伪影的影响。csf诱发的第三脑室内伪影(白色箭头指示)仍存在于第二行(te＝24ms)，但被本发明所提出的磁共振测温方法很好地抑制了(第三行)。
[0062]
本发明所提出的方法已被证明具有出色的脑脊液运动误差抑制能力，并且可以在心室内或周围提供准确的温度测量。补偿脑脊液运动引起的错误对于激光间质热疗治疗脑室周围脑部病变在临床上很重要。此外，提出的算法是在线兼容的，不需要迭代计算，因此非常适合于磁共振热成像，因为需要非常接近实时的温度图。
[0063]
下面对本技术实施例提供的磁共振测温系统进行描述，下文描述的磁共振测温系统可与上文描述的磁共振测温方法相互对应参照。
[0064]
相应的，本技术实施例还提供了一种磁共振测温系统，包括：
[0065]
相位图模块，使用含有i个不同回波时间的梯度回波序列获取目标部位的磁共振影像数据，i为大于或等于2的正整数，所述磁共振影像数据包括与所述回波时间对应的相位图(tei)，
[0066]
相位差或温度差生成模块，用于选取不同时刻的至少两组对应不同回波时间的相位图获得对应所述不同时刻的相位差图或温度差图；
[0067]
图像校正模块，用于使用至少两组对应不同回波时间的相位差图或者温度差图在每个像素处的线性最小二乘拟合将运动引起的相位误差去除；
[0068]
温度图像模块，根据经校准的温度差图获得对应不同时刻的温度图。
[0069]
相应的，本技术实施例提供了一种存储介质，存储介质上存储有程序代码，程序代码被执行时实现本发明的磁共振测温方法。
[0070]
本发明提供了一种测温仪，其包括：主机、所述主机包含处理器并能够接收磁共振影像数据，所述处理器加载有程序代码，所述程序代码用于执行本发明的磁共振测温方法。
[0071]
本发明还提供了一种激光间质热疗仪，其特征在于，包含本发明的测温仪。
[0072]
进一步的，本发明的磁共振测温方法并非追溯性算法或迭代算法，运算量较小，可提供几乎实时的目标温度图像，具有较高的参考意义。
[0073]
下面将结合本技术实施例中的附图，对本技术实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本技术一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本技术中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本技术保护的范围。
[0074]
本说明书中各实施例中记载的特征可以相互替换或者组合，每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处，各个实施例之间相同相似部分互相参见即可。
[0075]
对所公开的实施例的上述说明，使本领域专业技术人员能够实现或使用本技术。对这些实施例的多种修改对本领域的专业技术人员来说将是显而易见的，本文中所定义的一般原理可以在不脱离本技术的精神或范围的情况下，在其它实施例中实现。因此，本技术将不会被限制于本文所示的这些实施例，而是要符合与本文所公开的原理和新颖特点相一致的最宽的范围。