CN113196080A - 用于校正磁共振测温中的测量伪像的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

用于执行磁共振(MR)测温的系统和方法包括磁共振成像(MRI)单元(100)以及与MRI单元(100)通信的控制器(124)。该控制器被配置为：使MRI单元(100)获取成像区域(110)的至少一个基线相位图像和在成像区域(110)内的子区域的温度变化之后的该成像区域(110)的至少一个治疗相位图像；至少部分地基于所获取的基线相位图像和治疗相位图像，以电子的方式生成热图，该热图逐像素地指示子区域的温度变化；在不参考所生成的热图的情况下，至少部分地基于在治疗期间在子区域中累积的能量，以计算的方式预测子区域的温度变化；以及至少部分地基于由热图指示的子区域的温度变化和所预测的子区域的温度变化，确定热图是否不准确。

Description

用于校正磁共振测温中的测量伪像的系统和方法
相关申请的交叉引用
本申请要求于2018年11月28日提交的美国专利申请No.16/202,558的优先权和权益，并且该美国专利申请的全部内容以引用的方式并入本文中。
技术领域
本发明总体上涉及磁共振(MR)成像，更具体地涉及用于MR热成像(或MR测温)和MR测温中的校正的技术。
背景技术
对体内组织的MR成像可以用于包括诊断和手术在内的许多医疗程序。一般而言，MR成像开始于将对象置于相对均匀的静磁场中。该静磁场使氢原子核自旋以围绕磁场的总体方向对齐并进动。然后，将射频(RF)磁场脉冲叠加在该静磁场上，以使一些对齐的自旋在临时高能的非对齐状态与对齐状态之间交替，从而感应出被称为MR回波或MR响应信号的RF响应信号。已知的是，对象中的不同组织生成不同的MR响应信号，并且该性质可以被用于在MR图像中创建对比度。RF接收器检测该MR响应信号的持续时间、强度和源位置，然后处理这些数据以生成断层图像或三维图像。
MR成像也可以在医疗程序期间被有效地使用，以协助定位和引导医疗器械。例如，当患者在MRI机器中时，可以使用医疗器械对患者进行医疗程序。医疗器械可以用于插入到患者体内，或者医疗器械虽然也可以在外部使用，但是仍具有治疗或诊断作用。例如，该医疗仪器可以是超声装置，该超声装置布置在患者体外，并且聚焦超声能量以消融或消灭患者体内或身体上的组织或其他物质。MRI机器优选地以高速率生成图像，使得可以实时地(或基本上实时地)监测该医疗器械相对于患者的位置(或该医疗器械的作用的焦点)。
MR成像还可以提供定量地监测体内温度的非侵入式手段。这在上述MR引导的聚焦超声(MRgFUS)治疗或其他MR引导的热疗法中特别地有用，其中，在上述治疗和疗法中应连续地监测治疗区域的温度，以评估治疗的进展并校正热传导和能量吸收中的局部差异。用MR成像来监测(例如，测量和/或标测)温度通常被称为MR测温或MR热成像。
在可用于MR测温的多种方法中，质子共振频率(PRF)移位方法通常是优选的，因为它在温度变化、与组织类型的接近独立性、以及所获得的温度图的高的空间和时间分辨率方面具有优异的线性。PRF移位方法基于以下现象：水分子中的质子的MR共振频率随温度线性地变化(具有有利地在组织类型中相对恒定的比例常数)。由于频率随温度的变化很小，对于重力水仅为-0.01ppm/℃，在组织中约为-0.0096ppm/℃至-0.013ppm/℃，因此通常使用相敏成像方法来检测PRF移位；在该相敏成像方法中，成像被执行两次：首先在温度变化之前获取基线PRF相位图像，以及然后在温度变化之后获取第二相位图像，从而捕获与温度变化成比例的小相位变化。
例如，可以从MR图像数据计算相位图像，并且可以通过以下获得相对于基线图像的温度差图：(i)在逐像素的基础上确定对应于基线的相位图像与对应于随后获得的MR图像的相位图像之间的相位差；以及(ii)在考虑诸如静磁场强度和回波时间(TE)之类的成像参数的同时，基于PRP温度依赖性将相位差转换为温度差。应当理解的是，尽管可以涉及减法步骤，但是相位差的确定涉及的不仅仅是标量的简单减法。
遗憾的是，相位图像的变化并非唯一地由温度变化引起。与温度无关的多种因素(例如，由于附近移动的物体引起的局部磁场的变化、由于呼吸或其他运动引起的患者身体内的磁化率变化、以及磁体或匀场漂移)都可能导致混淆的相移，该混淆的相移使得相敏温度测量无效。例如，在MRgFUS治疗程序期间，一个或多个治疗装置可能需要在MR成像区域中或附近被重新定位和/或重新定向。由于治疗装置通常包括金属部件，所以它们的移动可能会扰乱局部磁场，并从而显着改变相位背景。非金属物体及其移动也可能会干扰局部磁场。例如，患者的呼吸或转动运动可能会对MR成像数据具有类似的作用。实际上，与患者运动和/或附近物体相关联的磁场变化可能严重到足以使得使用上述相敏途径进行的温度测量无效。
为了检测由与温度无关的因素所引起的相位变化，多种常规途径在获取MR成像数据之后，创建MR成像数据的真实空间像素图像，并识别出现在像素图像中的伪像。基于检测到的伪像，间接地推断出由与温度无关的因素所引起的相位改变。然而，具有对像素图像影响很小的伪像可能会对相位图像具有显著的影响。结果，常规途径仍可能生成有缺陷的热图，这可能会使医学治疗打折扣。
因此，需要准确且可靠地识别出由与温度无关的因素所导致的错误的MR热图，从而确保有效和安全的医疗程序。
发明内容
本发明的多个实施例提供了用于检测从MR成像数据生成的不准确的温度图的系统和方法。为了便于参考，下面的描述涉及在超声热治疗期间所获取的MR成像数据；然而，应当理解的是，相同的途径通常也适用于需要对感兴趣区域进行连续的温度监测(例如，用于评估程序的进展)的任何MR引导的医疗程序(包括诊断和手术)。
在一些实施例中，在热治疗之前，获取MR原始成像数据；然后，处理该原始数据以识别目标区域的位置和/或取向，并且生成基线相位图像。可以在热治疗期间再次获取MR成像数据，并对该MR成像数据进行处理以识别目标组织的位置并生成治疗相位图像。然后可以将该治疗相位图像与治疗之前所获取的基线相位图像在逐像素的基础上进行比较，从而计算这两者之间的相位差；基于所计算的相位差，可以创建MR热图，该MR热图指示由MR成像数据所测得的温度的逐点变化。在多个实施例中，将热图中的一些或所有的被测量的逐像素的温度变化与使用物理模型所预测的温度变化进行(再次在逐像素的基础上)比较；基于所测得的温度变化与所预测的温度变化之间的偏差，可以确定所获取的热图的准确性。例如，如果偏差超过预定阈值量(对于单个像素或在像素区域上，例如在聚集的基础上)，则可以将所获取的热图识别为不准确的。结果，可以舍弃所获取的该热图，并且在一些实施例中，可以暂停超声治疗，直到获得准确的热图，从而避免对非目标组织的损害。
物理模型可以基于以下各项来以计算的方式预测由热治疗引起的温度变化：例如，在目标区域和/或非目标区域中累积的声能、和诸如解剖学特性(例如，类型、性质、结构、厚度、密度等)之类的组织特性、和/或目标区域和/或非目标区域的材料特性(例如，声速)。可以基于在目标区域处生成聚焦区的超声参数值以及位于换能器与目标区域之间的束路径上的介入组织的组织特性来估计在目标区域和/或非目标区域中累积的声能。在一个实施例中，使用成像装置获取目标组织和非目标组织(包括介入组织和该目标区域周围的组织)的组织特性，所述成像装置例如是MRI设备、计算机断层摄影(CT)装置、正电子发射断层扫描(PET)装置、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)装置、或超声检查装置。另外，该物理模型可以进一步采取(或包括)微分等式(诸如，Pennes模型和生物热等式)的形式来模拟组织中的热传递，从而预测在时间间隔期间在目标区域/非目标区域的温度升高。
可替代地或附加地，可以使用统计模型来预测由热治疗引起的温度升高。例如，该统计模型可以包括在对相同患者或不同患者执行的先前的热治疗期间所测量的累积的声能或温度升高的历史数据。基于回顾性研究，可以建立将所传输的声功率和组织特性与目标区域/非目标区域处的累积的声能或温度变化相关联的统计模型。然后，可以将当前患者的组织特性和当前治疗中所采用的超声参数值应用于该统计模型，以预测在给定时间时或在一时间间隔内在治疗期间所累积的声能或温度升高。
用于决定热图中的温度升高是由于对热治疗的组织响应所致还是由于一些无关的伪像所致的(一个或多个)预定阈值可以是固定的或动态变化的。例如，阈值的大小可以与被传输到目标区域的声能的量成正相关，从而使得对于较小的声能，阈值较小；而对于较大的声能，阈值较大。结果，在较高的声能下，需要在所测得的温度和所预测的温度之间存在较大的差异，从而得出所测得的热图是不准确的结论。在一个实施例中，基于所获取的MR成像数据的噪声水平来调节预定阈值。例如，与具有较大信噪比的MR成像数据相比，具有较小信噪比的MR成像数据可以对应于较大的阈值。因此，当热图包括较高的噪声水平时，热图中的所测得的温度可能相对于所预测的温度存在较大的偏差，然后确定所测得的热图是有缺陷的。
为了检测不准确的热图，可能不需要预测热治疗期间的温度变化。在一些实施例中，对不准确的热图的检测仅基于热治疗期间所获取的历史成像数据。例如，假设所发射的超声功率在治疗期间维持恒定，则可以预期在目标区域处累积的能量(以及所导致的温度)会随着时间而逐渐增加。因此，如果特定温度图中的目标区域或非目标区域显示出温度的突然升高或降低(例如，与先前的几幅图像中的同一区域的平均升高或降低相比)，则该温度图在指定区域处可能是不正确的。
因此，多个实施例提供了用于实时地监测在热治疗期间目标组织和/或非目标组织的体内温度以及实时地检测不准确的热图的途径。这在MR引导的热疗法中特别有用，因此可以连续地监测目标组织和/或非目标组织的温度，以评估热治疗的进展并且校正热传导和能量吸收中的局部差异，从而实现对目标的期望的治疗效果并避免对非目标组织的伤害。
因此，在一个方面中，本发明涉及一种用于执行磁共振(MR)测温的系统。在多个实施例中，所述系统包括磁共振成像(MRI)单元以及与所述MRI单元通信的控制器。所述控制器被配置为：(i)使所述MRI单元获取成像区域的至少一个基线相位图像和在所述成像区域内的子区域的温度变化之后的所述成像区域的至少一个治疗相位图像；(ii)至少部分地基于(一个或多个)所获取的基线相位图像和(一个或多个)治疗相位图像，以电子的方式生成热图，所述热图逐像素地指示所述子区域的温度变化；(iii)在不参考所生成的热图的情况下，至少部分地基于在治疗期间在所述子区域中累积的能量，以计算的方式预测所述子区域的温度变化；以及(iv)至少部分地基于由所述热图指示的所述子区域的温度变化和所述子区域的预测的温度变化，确定所述热图是否不准确。
控制器可以进一步被配置为：将所述生成的热图中的温度变化与所述预测的温度变化进行比较，以确定这两者之间的偏差；以及将所述偏差与预定阈值进行比较。另外，所述控制器还可以被配置为：在确定所述偏差超过所述预定阈值(该预定阈值可以是固定值或可以不是固定值)后，确定所述热图是不准确的。在一些实施例中，所述控制器还被配置为：至少部分地基于在所述子区域中累积的能量、与(一个或多个)所述基线相位图像和/或(一个或多个)所述治疗相位图像相关联的(一个或多个)噪声水平、或所述生成的热图中的温度变化与所述预测的温度变化之间的偏差，调节所述预定阈值。
在一个实施例中，还包括医疗装置，所述医疗装置被配置为引起所述子区域的温度变化。例如，所述医疗装置可以包括具有多个换能器元件的超声换能器。所述控制器还可以被配置为使用物理模型来以计算的方式预测所述子区域的温度变化。在一个实施方式中，所述物理模型至少部分地基于用于在所述子区域处生成聚焦区的超声参数(例如，与所述换能器元件相关联的振幅、频率、相位、方向或启动时间)的值。
在多个实施例中，所述控制器还被配置为：在不参考所述生成的热图的情况下，使用物理模型来以计算的方式预测所述子区域的温度变化。所述物理模型至少部分地基于与所述子区域或不同于所述子区域的第二子区域中的至少一个相关联的组织特性(例如，类型、结构、厚度、密度、声速、热吸收系数、灌注系数、和/或代谢热生成率)。在一个实施例中，所述控制器还被配置为：至少部分地基于使用所述MRI单元所获取的成像数据来获取所述组织特性。另外，所述物理模型可以基于生物热传递等式(例如，Pennes等式)。
所述控制器还可以被配置为：使用统计模型来预测所述子区域的温度变化。另外，所述系统还可以包括医疗装置，所述医疗装置被配置为引起所述子区域的温度变化，所述统计模型然后可以包括由所述医疗装置的先前启动所导致的温度变化的历史数据。在一个实施例中，所述控制器还被配置为：使所述MRI单元获取参考库，所述参考库包括所述成像区域的多个基线相位图像，每个所述基线相位图像对应于所述成像区域的预期运动的不同阶段期间的相位背景。然后，所述控制器还可以被配置为：基于基线相位图像与治疗相位图像之间的相似性来识别在所述参考库中的与所述治疗相位图像最佳匹配的基线相位图像，并且至少部分地基于所识别的最佳匹配的基线相位图像来生成所述热图。
在另一个方面中，本发明涉及一种执行MR测温的方法。在多个实施例中，所述方法包括：获取成像区域的至少一个基线相位图像和在所述成像区域内的子区域的温度变化之后的所述成像区域的至少一个治疗相位图像；至少部分地基于(一个或多个)所获取的基线相位图像和(一个或多个)治疗相位图像，以电子的方式生成热图，所述热图逐像素地指示所述子区域的温度变化；在不参考所生成的热图的情况下，至少部分地基于在治疗期间在所述子区域中累积的能量，以计算的方式预测所述子区域的温度变化；以及至少部分地基于由所述热图指示的所述子区域的温度变化和所述子区域的预测的温度变化，确定所述热图是否不准确。
本发明的另一个方面涉及一种用于执行MR测温的系统。在多个实施例中，所述系统包括：磁共振成像(MRI)单元；以及与所述MRI单元通信的控制器；所述控制器被配置为：(i)使所述MRI单元获取成像区域的一个或多个基线相位图像和至少在所述成像区域内的子区域的温度变化之后的所述成像区域的多个治疗相位图像；(ii)至少部分地基于(一个或多个)所获取的基线相位图像和所述治疗相位图像，以电子的方式生成多个热图，每个所述热图逐像素地指示与所述治疗相位图像中的一个治疗相位图像相关联的所述子区域的温度变化；以及(iii)至少部分地基于与所述热图中的一个热图相关联的温度变化以及与所述热图中的至少一个另外的热图相关联的温度变化之间的比较，来确定所述热图中的所述一个热图是否不准确。
如本文所使用的，术语“基本上”是指±10％，并且在一些实施例中是±5％。在整个说明书中，对“一个示例”、“示例”、“一个实施例”或“实施例”的引用是指结合该示例描述的特定的特征、结构或特性被包括在目前技术的至少一个示例中。因此，在整个说明书的多个地方出现的短语“在一个示例中”、“在示例中”、“一个实施例”或“实施例”不一定都指的是同一示例。此外，可以在该技术的一个或多个示例中以任何合适的方式组合特定的特征、结构、例程、步骤或特性。本文提供的标题仅是为了方便，并不意图限制或解释所要求保护的技术的范围或含义。
附图说明
在附图中，在不同的视图中，相似的附图标记通常指代相同的部分。而且，附图不一定是按比例绘制的，而是通常将重点放在说明本发明的原理上。在以下描述中，将参考以下附图描述本发明的多个实施例，其中：
图1示出了根据本发明的各个实施例的示例性MRI设备；
图2A和2B是示出了用于检测不准确的MR热图的示例性方法的流程图，在该不准确的MR热图中，温度升高是由温度升高引起的。根据本发明的各个实施例的与温度有关的因子；
图3A至图3D描绘了示例性的温度偏差图，其示出了根据本发明的各个实施例的在目标区域和/或非目标区域处的测得的热图和预测的热图之间的温度差。
图4是示出根据本发明的各个实施例的在医疗程序期间预测目标区域/非目标区域中的温度变化的示例性方法的流程图；
图5A示出了根据本发明的各个实施例的在目标区域处的温度变化与声能的施加时间之间的关系；
图5B示出了根据本发明的各个实施例的在目标区域处的温度变化与所施加的超声波的振幅之间的关系；
图6是示出根据本发明的多个实施例的用于检测不准确的MR热图的另一种示例性方法的流程图，其中，温度升高是由与温度无关的因素导致的；以及
图7描绘了根据本发明的各个实施例的在目标区域和非目标区域处的温度变化与声能的施加时间之间的各种关系。
具体实施方式
图1示出了示例性MRI系统，根据本发明的多个实施例的用于执行MR测温和用于检测MR测温中的测量伪像的技术可以被实施在该示例性MRI系统中或用于该示例性MRI系统。所示的MRI系统100包括MRI机器102。如果正在执行MR引导的程序，则医疗装置(例如，超声换能器)104可以被布置在该MRI机器102的孔内。由于MRI机器的部件和操作在本领域中是众所周知的，所以本文仅描述有助于理解系统100及该系统的操作的一些基本部件。
MRI机器102通常包括圆筒形电磁体106，该圆筒形电磁体106在该电磁体106的孔108内生成静磁场。该电磁体106在磁体孔108内部的成像区域110内生成基本均匀的磁场。电磁体106可以被封闭在磁体壳体112中。患者116躺在其上的支撑台114布置在磁体孔108内。患者116体内的感兴趣区域118可以被识别、并被定位在MRI机器102的成像区域110内。
一组圆柱形磁场梯度线圈120也可以设置在磁体孔108内。梯度线圈120也围绕患者116。梯度线圈120可以在预定时间并且在该磁体孔108内的三个相互正交的方向上生成预定量级的磁场梯度。利用该场梯度，可以将不同的空间位置与不同的进动频率相关联，从而为MR图像赋予其空间分辨率。RF发射器线圈122围绕所述成像区域110和感兴趣区域118。RF发射器线圈122将RF能量以磁场的形式发射到成像区域110中，包括发射到感兴趣区域118中。
RF发射器线圈122也可以接收从所述感兴趣区域118发射的MR响应信号。如本领域普通技术人员所知的，使用控制器124将该MR响应信号放大、调制、以及数字化为原始k空间数据。控制器124还使用包括快速傅立叶变换(FFT)在内的已知计算方法将该原始k空间数据处理成图像数据的阵列。然后可以将该图像数据显示在监测器126上，所述监测器126例如是计算机CRT、LCD显示器、或其他合适的显示器。
在典型的MR成像程序中，以预定序列进行RF激励脉冲的发射、在多个方向上的场梯度的施加、以及RF响应信号的获取。例如，在一些成像序列中，平行于静磁场的线性场梯度与所述激励脉冲同时施加，以选择三维组织内的切片以用于进行成像。随后，平行于成像平面的与时间相关的梯度可以被用于在磁化矢量上赋予与位置相关的相位和频率。可替代地，可以为三维成像区域设计成像序列。适用于PRF测温的时间序列包括例如梯度回波(GRE)序列和自旋回波序列。
随时间变化的RF响应信号在整个(二维的或三维的)成像区域上被积分，对该随时间变化的RF响应信号进行采样以生成构成原始图像数据的响应信号的时间次序。该时间次序中的每个数据点可以被解释为k空间中的特定点处与位置相关的局部磁化强度的傅立叶变换值，其中，k是梯度场的随时间发展的函数。由此，通过获取响应信号的时间次序、并对该时间次序进行傅立叶变换，可以从原始数据重新构建组织的真实空间图像(即，显示作为空间坐标函数的所测量的磁化强度影响组织性质的图像)。用于从原始数据构建真实空间图像数据的计算方法(包括例如快速傅立叶变换)是本领域技术人员通常已知的，并且可以在不需要试验的情况下在控制器124中在硬件、软件、或硬件和软件两者的组合中容易地实施。
存在超声波引起的温度变化的情况下，由于水的质子的共振频率随着温度的升高而降低，所以热点可能会出现在图像数据的相位中。因此，出于PRF测温的目的，控制器124还包括以下功能：从真实空间图像数据中提取相位信息，以及基于在加热目标组织之前、以及在加热目标组织之后(或在加热目标组织期间)获取的图像(即，基线图像和治疗图像)来计算所述温度引起的相移的真实空间图。根据该相移图，通过与常数c相乘可以计算温度变化图(以Δ℃为单位)，该常数c由下式给出：
Figure BDA0003089790980000101
其中，α是可适用的PRF变化系数(对于含水组织，α为-0.01ppm/℃)，γ是质子旋磁比，B0是主要磁场强度，并且TE是GRE或其他成像序列的回波时间。
医疗装置104也可以放置在MRI机器102的成像区域110中或附近。在图1所示的示例中，医疗装置104可以是超声仪器，该超声仪器用于消融诸如肌瘤组织或癌组织(或非癌组织)之类的组织，用于破坏血管内的阻塞，用于打开血脑屏障，或用于对患者116体内的组织或患者116身体上的组织执行其他治疗。实际上，医疗装置104可以是任何类型的医疗仪器，诸如，针、导管、导线、放射线发射器、内窥镜、腹腔镜或其他仪器。此外，医疗装置104可以被配置为或放置在患者116外部或插入到患者身体内。
在区域110的MR热成像(或涉及MR温度映射的任何医疗程序)期间，通常是患者身体的一部分的感兴趣区域118可能会由于患者身体的移动而改变其形状和/或位置。例如，在图1中，感兴趣区域118是患者的头部，在热成像过程期间，患者的头部可能会向左或向右略微转动。如果感兴趣区域118是患者腹部区域的一部分，则其形状可以随着患者的呼吸周期而收缩或膨胀。感兴趣区域118的形状和/或位置的变化可以扰乱磁场，从而改变与MR成像数据相关联的相位；结果，由此生成的热图可能是不准确的。
类似地，在涉及对区域110的MR温度映射的医疗程序中，根据动态协议可以将医疗装置104重新定位和/或重新定向一次或多次。由重新定位和/或重新定向而导致的医疗装置104的移动可能改变磁场，并由此改变MR成像数据的相位，这进而导致不准确的热图。
本发明提供了多种途径用于检测在医疗程序(例如，超声治疗)期间由与温度无关的因素(例如，患者的移动或附近物体的移动)所导致的不准确的MR热图。这些途径总体上涉及：在医疗程序之前和该医疗程序期间使用MR测温来监测所述感兴趣区域118处的温度；以及通过计算的方式预测由该程序所导致的温度升高。如果所测得的温度升高(对于单个像素、或在具有聚集像素的区域中)超过所述通过计算的方式预测的温度升高超出一预定阈值量，则在稍后的时间所获取的在热图中与这样的像素对应的温度图或在这样区域中的温度图可能是不准确，即，对于这样的像素的温度升高或在这样的区域中的温度升高是由于一些无关的伪影所导致的，而不是由于对医疗程序的真实组织响应所导致的。
图2A是示出了根据多个实施例的用于检测不准确的MR热图的示例性途径200的流程图，在该不准确的MR热图中，在医疗程序期间的温度升高(至少部分地)来源于与温度无关的因素。在第一步轴202中，在医疗程序(例如，热治疗)之前，执行MR成像序列，以从成像区域110获取响应信号，所述响应信号随后被转换为原始图像数据(即“k-空间数据”)。在第二步骤204中，所述原始图像数据被转换(使用快速傅立叶变换)为该成像区域的真实空间MR图像；然后，可以生成与该真实空间图像相关联的PRF基线相位图像，并且可以选择该真实空间图像中的目标组织(该目标组织对应于ROI 118)。在一些实施例中，该选择是手动的，即，基于用户输入(例如，用鼠标画出的线来圈定该图像中的目标)，而在其他实施例中，该选择是通过计算机算法(例如，在MR图像中利用目标与周围组织之间的对比度，对像素值进行阈值处理的常规算法)自动地完成的。可选地，步骤202、204可以被重复多次，例如，在周期性的运动周期(例如，心脏或呼吸周期)期间的不同阶段重复多次，以创建具有一系列的基线参考图像的参考库。
在第三步骤206中，可以启动与该程序相关联的一个或多个医疗装置(例如，用于热治疗的超声换能器104)以治疗目标组织。在治疗期间，使用如上所述的MRI设备100获取该目标区域的原始图像数据(步骤208)。再次，该原始治疗图像可以被转换成真实空间图像，并且被处理以识别该目标组织的位置并生成PRF治疗相位图像(步骤210)。在步骤212中，将PRF治疗相位图像与热治疗之前获取的PRF基线相位图像进行比较，在逐像素基础上进行比较，从而计算所述PRF治疗相位图像与所述PRF基线相位图像之间的相位差；基于所计算的相位差，可以创建与成像区域中的治疗图像相关联的MR热图。可选地，可以重复步骤208至212，以用于在医疗程序期间监测目标组织和/或非目标组织的体内温度。这在MR引导的热疗法(例如，MRgFUS治疗)中特别有用，在该热疗法中，连续监测所述目标组织和/或非目标组织的温度，以便评估该热治疗的进展，并校正热传导和能量吸收中的局部差异。
如上所述，如果获得了覆盖预期的运动范围的基线图像的参考库，则可以基于参考基线图像与治疗图像之间的相似性来选择该参考库中与所获取的治疗图像最匹配的参考基线图像。然后所选择的基线图像和治疗图像被处理以生成热图，该热图示出目标区域/非目标区域中的温度变化。这种途径通常被称为多基线测温；在美国专利No.9,814,909中描述了用于执行多基线测温的示例性途径，该美国专利的全部公开内容以引用的方式并入本文中。
为了确定所获取的热图是否不准确，在多个实施例中，如下文进一步描述的，可以将在步骤212中从MRI测量所生成的热图与使用物理模型来预测的热图进行比较(步骤214)。如果所测得的热图与所预测的热图之间的偏差超过一预定阈值量ΔTth(对于单个像素、或像素值聚集在其上的区域中)，则认为该热图不准确(步骤216)。然后可以舍弃该不准确的热图，并且可以获取新的MR成像数据以生成新的热图(步骤218)。附加地或可替代地，医疗装置104可以被暂停，直到生成准确的热图，从而避免对非目标组织的损害(步骤220)。相比之下，如果所测得的热图和所预测的热图之间的偏差等于或低于预定阈值，则认为在步骤212中获取的热图是准确的(步骤222)。
例如，参考图3A，控制器124可以比较对应于基线图像302的相位图像和对应于治疗图像304的相位图像之间的相位差，并基于此将该相位差转换成热图306中的温度差。另外，在该热图306中，目标区域308包括目标像素T1-T3，并且围绕该目标区域的非目标区域310包括非目标像素NT1-NT7。在一些实施例中，控制器进一步创建热图312，该热图312指示由热治疗导致的预测的温度升高，如下文进一步所描述的。然后可以在逐像素的基础上确定所测得的热图306与所预测的热图312之间的差(如在偏差图314所示的)，并将该差与预定阈值进行比较。例如，与目标区域中的各个像素T1-T3相对应的差的预定阈值以及与非目标区域中的各个像素NT1-NT7相对应的差的预定阈值分别是0.5℃和0.1℃，并且具有聚集像素的目标区域中的偏差的阈值和具有聚集像素的非目标区域中的偏差的阈值分别是1.2℃和0.5℃。参考图3B，因为所述目标像素T1-T3和非目标像素NT1-NT7中的每个像素的测量的温度和预测的温度之间的偏差小于预定阈值，并且目标像素的聚集的温度偏差和非目标像素的聚集的温度偏差分别为0.4℃和0.1℃(两者均小于预定阈值)，则所测得的热图306被认为是准确的。
相比之下，当目标区域和/或非目标区域中的单个像素和/或聚集像素的测量的热图与预测的热图之间的偏差超过预定阈值时，确定该热图306是不准确的。例如，参考图3C，因为在热图324中在目标像素T1处的温度偏差超过预定阈值(0.5℃)，所以认为该热图306不准确。类似地，参考图3D，在热图334中描绘了测量的热图与预测的热图之间的偏差。尽管所述目标像素T1-T3和非目标像素NT1-NT7中的每个像素偏差不超过预定阈值(分别为0.5℃和0.1℃)，但是目标像素中的聚集温度差为1.5℃，超过了预定的聚集阈值1.2℃；结果，该热图306被认为是不准确的。
在生成热图306之后，用于确定温度变化、将测量的温度变化与预测值进行比较以确定两者之间的偏差、以及确定该偏差是否超过预定阈值的处理时间是相对较快的(相比于获取MR成像数据)。因此，上述途径可以有利地在医疗程序期间实时地(或基本上实时地)确定新获取的热图的准确性。
图2B是示出了根据多个实施例的用于检测在医疗程序期间由与温度无关的一个或多个因素导致的不准确的MR热图的另一种方法250的流程图。类似于图2A中所示的方法200，在方法250中执行步骤202至212。但是在该方法中，在医疗程序期间的不同时间获取的两个热图在逐像素的基础上进行分析，以确定该两个热图之间的温度差ΔTm(步骤252)；然后将计算的差与预测的温度升高ΔTp进行比较(步骤254)。如果计算的温度差ΔTm超过预测的温度升高ΔTp超出一预定阈值量ΔTth(对于单个像素、或在具有聚集的像素的区域中)，则在以后的时间获取的热图可以被识别为不准确的，这指示对应于这样的像素或在这样的区域中的温度升高是由于一些无关的伪影所导致的，而不是由于对医疗程序的真实组织响应所导致的(步骤256)。如果两个热图之间的计算的温度差没有明显偏离预测的温度升高(即，所述计算的温度差低于聚集像素或单个像素的预定阈值量，|ΔTm-ΔTp|≤ΔTth)，则在以后的时间所获取的热图被认为是准确的(步骤258)。
在多个实施例中，基于目标区域和/或非目标区域的组织特性、和在相关时间间隔Δt(例如，从开始该热治疗的时间到获取热图的时间，或从t＝t1到t＝t2)期间在目标区域和/或非目标区域累积的能量(例如，超声治疗中的超声能量)，预测在该医疗程序期间的给定时间t＝t1时的温度升高、在时间为t＝t1和t＝t2获取的两个热图之间的温度升高。图4描绘了根据多个实施例的用于预测由热治疗所导致的温度升高的示例性途径。在典型的超声治疗中，在使用上述途径(例如，图2A中的步骤204)确定目标区域的位置和/或取向之后，可以计算超声参数值(例如，与换能器元件相关联的振幅、频率、相位和/或方向，或者连续序列的超声处理之间的时间间隔)，以便在目标区域处创建聚焦区(在步骤406中)。该步骤通常涉及：应用物理模型，和考虑几何形状以及超声换能器相对于目标区域的位置和方向。另外，诸如解剖学特性之类(例如，类型、性质、结构、厚度、密度等)的组织特性、和/或位于换能器与目标区域之间的束路径上的介入组织的材料特性(例如，声速)可以被包括在该物理模型中，以便预测和校正由此生成的束像差。在一个实施方式中，使用诸如MRI设备100(如图1所示)、CT装置、PET装置、SPECT装置或超声检查装置之类的成像装置来获取该介入组织的解剖学特性。例如，基于所获取的图像，可以建立表征该介入组织的材料特性的组织模型。该组织模型通常包括多种组织类型或层(例如，用于将超声聚焦到头骨、皮质骨的层、骨髓和软脑组织中)，并且该组织模型表征所述多种组织类型或层各自的解剖学和/或材料性质。该组织模型可以采取与代表目标组织和/或非目标组织的体素相对应的细胞的3D表的形式；所述细胞具有其值代表该组织的特性(例如，声速)的属性，这些属性与当所述束穿过组织时发生的像差有关。体素通过成像装置以断层摄影的方式而获得，并且每个体素代表的组织类型可以通过常规组织分析软件被自动地确定。使用确定的组织类型和组织参数的查找表(例如，通过组织类型的声速)，可以填充该组织模型的细胞。关于识别各种组织的声速、热敏感性和/或热能耐受性的组织模型的创建的更多细节可以在美国专利公开No.2012/0029396中找到，该专利的全部公开内容通过引用合并于本文中。
聚焦区中的束的声功率(至少部分地)被目标组织吸收，从而生成热，并使该组织的温度升高到使细胞变性和/或消融的点。在组织中的传播长度上的超声波吸收程度是频率的函数，由下式给出：
Pt＝P0×(1-10-2αfz)10-2∝f
其中，P0表示从换能器发射的超声波束的初始声功率；f表示超声波的发射频率(以MHz为单位)；α表示在相关频率范围内的吸收系数(以cm-1·MHz-1为单位)，并且可以从已知文献中获得；z表示焦距，即，超声波束在到达目标之前传播通过该组织的距离，以cm为单位；以及Pt表示目标区域处的声功率。因此，在多个实施例中，控制器124处理所获取的图像以进一步表征目标组织和/或非目标组织的解剖学性质和/或材料性质，并将这些解剖学性质和/或材料性质包括在该组织模型中(在步骤408中)。例如，组织模型中的细胞的3D表可以进一步包括如下属性，这些属性的值表示与目标组织/非目标组织相关的吸收系数。
因此，基于由组织模型表征的目标组织/非目标组织的解剖学性质和/或材料性质以及所采用的超声参数值，该物理模型可以预测超声束路径、诱发的效应在该组织中的传播、在时间间隔Δt期间被传输到目标区域和/或非目标区域的超声能量、以及在目标区域和/或非目标区域处将超声能量或压力转换成热(在步骤410中)。在一些实施例中，计算物理模型进一步采取(或包括)微分等式(诸如，Pennes模型和生物热等式)的形式来模拟组织中的热传递，从而预测在时间间隔Δt期间的目标区域/非目标区域中的温度升高(步骤412)。
通常，Pennes模型基于以下假设：血液与组织之间的热传递速率hb与血液灌注速率Wb(以kg/(s m3)为单位)和动脉血液温度Ta和局部组织温度T(x，y，z)两者之间的差的乘积成正比：hb＝WbCb(Ta-T)，其中，Cb是血液的比热(以J/(K kg)为单位)。Pennes等式添加了由于组织中的热传导而生成的热传递贡献，并且考虑了速率为Qm(以J/(s m3)为单位)的代谢热生成，因此，Pennes等式以下面的形式表示了灌注组织的热能平衡：
Figure BDA0003089790980000171
其中，ρ、C和k分别是组织的密度、热容量和热导率(以J/(s m K)为单位)，并且Qext表示从热治疗中的每单位体积的组织提取的热功率。因此，通过使用本领域技术人员已知的多种方法中的任何一种方法(诸如，有限差分法和有限元方法)以数值方式求解该Pennes等式，可以计算给定时间点的温度图。因此，可以确定热图，该热图指示在施加热治疗之后在给定时间时的温度变化或在两个时间t＝t1与t＝t2之间的温度变化。例如在美国专利公开No.2012/0071746和No.2015/0359603中提供了用于以计算的方式预测在超声治疗期间的温度升高，所述专利的全部公开内容通过引用合并于本文。
可替代地或附加地，可以使用统计模型来预测由热治疗导致的温度变化。例如，该统计模型可以包括先前对同一患者或不同患者执行的在治疗间隔Δt期间累积的声能或温度升高的历史数据。在一个实施例中，在先前的热治疗中对相同类型的目标组织和/或非目标组织所获取的MR图像被回顾性地研究，以便确定在该目标组织/非目标组织中吸收的热。另外，分析用于先前治疗的超声参数值，以确定传输到目标组织/非目标组织的声功率。基于这些回顾性研究，可以直接地建立将传输的声功率与目标区域/非目标区域处的累积的声能或温度升高相关的统计模型。然后可以将当前治疗中所采用的超声参数值应用于该统计模型，以预测在治疗间隔Δt期间累积的声能或温度升高。例如，参考图5A，回顾性研究可以说明具有A型组织的目标区域处的温度升高与声能的施加时间成正相关。该统计模型因此可以包括对所测得的温度相对于超声施加时间的持续时间所执行的回归502；然后，可以将回归502应用于预测在超声施加时间为t＝t1和t＝t2时所述A型目标组织的温度。随后，可以计算目标组织中从t＝t0(即，开始超声治疗的时间)到t＝t1(或从t＝t1到t＝t2)的温度升高ΔT。类似地，参考图5B，回顾性研究可以指示在时间间隔Δt内在目标区域处的温度升高ΔT与超声波的振幅成正相关。通过对所测得的温度升高相对于超声振幅所执行的回归504，可以基于当前施加的超声处理的振幅来计算目标组织处的温度升高。
应当注意，本文描述的用于预测目标区域/非目标区域处的累积的能量和/或温度升高的途径仅是示例性的，可以在方法200、250中使用用于预测在热治疗期间累积的能量和/或温度升高的任何合适途径来检测如上所述的不准确的MR热图，并且因此所述合适的途径落在本发明的范围内。
另外，用于决定热图中的温度升高是由于对热治疗的组织响应或是由于一些无关伪影(步骤216、222、256、258中所描述的)的(一个或多个)预定阈值可以是固定的或动态变化的。通常，所述(一个或多个)阈值可以代表由于医疗程序对目标组织/非目标组织的显著临床作用。如本文所使用的，“显著临床作用”是指对组织具有不希望的(有时，缺乏期望的)作用，其被临床医生认为是显著的，例如对组织的损害或其他临床上不利的作用的发作，无论是暂时的还是永久的。在一些实施例中，阈值是基于目标组织/非目标组织的类型、材料性质和/或位置来确定的。例如，由于在超声治疗中将消融目标组织，所以与该目标组织相对应的温度升高的阈值可以大于与非目标组织相对应的温度升高的阈值。另外，如果紧邻目标区域的非目标组织是敏感和/或重要的器官，损伤非目标器官的风险很高，并且提高用于保护敏感/重要的非目标器官的需求。因此，在这种情况下，与非目标组织中的温度升高相对应的预定阈值可以小于非敏感和/或临床上不重要的非目标组织包围目标区域的情况中的阈值。因此，在一个实施例中，阈值由控制器124预先确定，例如，基于如上所述的使用成像装置所获取的目标组织/非目标组织的解剖学性质、和/或表征组织/非目标组织的材料性质的组织模型来预先确定。
在一些实施例中，阈值的大小与传输到目标区域的声能的量成正相关，因此对于相对较小的声能，阈值较小，而对于相对较大的声能，阈值较大(例如，增大10％或20％)。例如，在热治疗期间，传输到目标的声能可以从E1增加到E2(E2＝E1+ΔE)；目标区域中与各个像素相关联的阈值可以从T1℃动态地增加到T2℃(T2＝T1+ΔT)。结果，在较高的声能下，需要确定的测量温度与预测的温度之间的较大差异才能确定所测得的热图不准确。
可以基于与温度测量有关的其他参数来调节(一个或多个)阈值。例如，与具有较大信噪比(即，较低的噪音水平)的MR响应信号相比，在步骤202、208中接收到的具有较小信噪比(即，较高的噪声水平)的MR响应信号可以对应于较大的阈值。因此，如果热图具有较高的噪声水平，则需要在所测得的温度和所预测的温度之间有较大的差异才能确定所测得的热图是有缺陷的。在一些实施例中，可以基于所测得的温度与所预测的温度之间的差来动态地改变(一个或多个)阈值。例如，目标区域中的每个所测得的热图相对于所预测的热图具有温度差；例如，阈值可以根据平均温度差来以统计的方式限定，例如，相对于整个测量的热图的平均温度差的1/2个标准偏差或1个标准偏差。
图6是示出了根据多个实施例的用于检测不准确的MR热图的另一示例性途径600的流程图，在该不准确的MR热图中，在医疗程序期间的温度的升高是由与温度无关的因素引起的。类似于图2A和图2B中的方法200、250，在途径600中执行步骤202-212，以生成指示由治疗引起的温度变化的热图。然而，途径600不需要如在方法200、250中所需要的对温度升高的预测。而是，基于医疗程序期间获取的历史成像数据来检测不正确的热图。例如，参考图7，假设在治疗期间所发射的超声功率保持恒定，则可以预期在目标区域处累积的能量(并因此温度)随时间逐渐增加(如线702所示)；类似地，非目标区域处的温度可以保持恒定(例如，线704)，或随时间而升高、但是具有比目标区域中的温度升高的速率更慢的升高速率(例如，线706)。因此，如果特定的温度图中的目标区域或非目标区域的温度突然升高或降低(例如，与先前几幅图像中相同区域的平均增加或平均降低相比)，则指示该温度图在指定的区域处是不正确的。例如，在时间为t＝t3时，非目标区域B处的温度显示出突然升高708，这指示该非目标区域B处的热图是有缺陷的。类似地，在时间为t＝t5时目标区域中的温度突然降低710指示：在时间为t＝t5时获取的目标区域中的热图是不准确的。再次，如图7所示，基于与目标区域/非目标区域相关联的单个像素和/或聚集像素值，在治疗期间在目标组织/非目标组织处的温度演变被监测。因此，再次参考图6，在热治疗期间获取多个热图之后，控制器可以将新获取的热图中指示的温度变化与先前获取的热图中测量的温度变化进行比较(步骤602)。如果新获取的热图显示了突然的温度变化，则这指示该热图可能是不准确的(步骤604)。如果没有检测到突然的温度变化，则这指示新获取的热图是准确的(步骤606)。
尽管已经参考利用MR测温由于监测在医疗程序(例如，超声热治疗)期间的目标区域和/或非目标区域处的温度来描述了本发明，但是这种布置并不旨在限制本发明的范围。例如，温度传感器可以被实施为测量治疗期间的温度。此外，应理解的是，本文所述的多个实施例的特征不必相互排斥，并且在不背离本发明的精神和范围的情况下可以以各种组合和排列存在，即使在本文中未对这样的组合或排列进行表达。实际上，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，本领域的普通技术人员将想到本文所描述的内容的各种变化、修改和其他实施方式。
通常，可以在以硬件、软件或硬件和软件两者的组合的形式实施的一个或多个模块中构建用于执行MR测温和在MR测温中检测不准确的热图的功能，无论所述功能是否被集成在成像装置(例如，MRI设备100)的控制器124中、和/或由单独的外部控制器或一个或多个其他计算实体提供，所述功能包括：例如如上所述的，在医疗程序之前或医疗程序期间，分析使用一种或多种成像方式(例如，MR成像)所获取目标区域和/或非目标区域的成像数据；确定目标位置；基于成像数据生成基线相位图像；生成MR热图；计算两个热图之间的温度差；建立计算物理模型和/或统计模型以预测治疗期间的温度升高；将测量的温度(或温度变化)与预测的温度(或温度升高)进行比较；基于比较和/或历史成像数据来确定稍后时间所获取的热图是否不准确；计算用于在目标区域生成聚焦区的超声参数值；基于所确定的参数值启动医疗装置(例如，超声换能器)；获取目标组织和/或非目标组织的解剖学性质和/或材料性质；以计算的方式预测超声束路径；以计算的方式预测诱发的作用通过组织的传播；以计算的方式预测在一时间间隔内被输送到目标区域和/或非目标区域的超声能量；以及以计算的方式预测超声能量或压力转换成目标区域和/或非目标区域处热的转换。控制器124可以包括以硬件、软件或硬件和软件两者的组合实施的一个或多个模块。对于其中的功能作为一个或多个软件程序提供的实施例，该程序可以用许多高级语言中的任何一种编写，所述高级语言例如是PYTHON、FORTRAN、PASCAL、JAVA、C、C++、C#、BASIC、各种脚本语言、和/或HTML。另外，该软件可以以针对驻留在目标计算机上的微处理器的汇编语言来实施；例如，如果软件被配置为在IBM PC或PC克隆机上运行，则该软件可以用Intel80x86汇编语言实施。该软件可以体现在制品上，所述制品包括但不限于：软盘、闪存盘、硬盘、光盘、磁带、PROM、EPROM、EEPROM、现场可编程门阵列、或CD-ROM。可以使用例如一个或多个FPGA处理器、CPLD处理器或ASIC处理器来实施使用硬件回路的实施例。
另外，本文所使用的术语“控制器”广泛地包括用于执行如上所述的任何功能的所有必需的硬件部件和/或软件模块；该控制器可以包括多个硬件部件和/或软件模块，并且所述功能可以在不同的部件和/或模块之间扩展。
本文所采用的术语和表达用作描述性的术语和表达，而非限制性的术语和表达，并且在使用这样的术语和表达时，不旨在排除所示出和描述的特征或其部分的任何等同形式。另外，已经描述了本发明的某些实施例，对于本领域的普通技术人员将显而易见的是，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以使用结合了本文公开的概念的其他实施例。因此，所描述的实施例在所有方面都应被认为仅是说明性的，而非限制性的。

Claims (21)

1.一种用于执行磁共振(MR)测温的系统，所述系统包括：
磁共振成像(MRI)单元；以及
控制器，所述控制器与所述磁共振成像单元通信，并且所述控制器被配置为：
(i)使所述磁共振成像单元获取成像区域的至少一个基线相位图像和在所述成像区域内的子区域的温度变化之后的所述成像区域的至少一个治疗相位图像；
(ii)至少部分地基于所获取的基线相位图像和治疗相位图像，以电子的方式生成热图，所述热图逐像素地指示所述子区域的温度变化；
(iii)在不参考所生成的热图的情况下，至少部分地基于在治疗期间在所述子区域中累积的能量，以计算的方式预测所述子区域的温度变化；和
(iv)至少部分地基于由所述热图指示的所述子区域的温度变化和所预测的所述子区域的温度变化，确定所述热图是否不准确。
2.如权利要求1所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：
将所生成的热图中的温度变化与所预测的温度变化进行比较，以确定两者之间的偏差；和
将所述偏差与预定阈值进行比较。
3.如权利要求2所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：在确定所述偏差超过所述预定阈值后，确定所述热图是不准确的。
4.如权利要求3所述的系统，其中，所述预定阈值是固定值。
5.如权利要求3所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：至少部分地基于在所述子区域中累积的能量、与所述基线相位图像和/或所述治疗相位图像相关联的噪声水平、或所生成的热图中的温度变化与所预测的温度变化之间的偏差，调节所述预定阈值。
6.如权利要求1所述的系统，还包括医疗装置，所述医疗装置被配置为引起所述子区域的温度变化。
7.如权利要求6所述的系统，其中，所述医疗装置包括超声换能器，所述超声换能器包括多个换能器元件，所述控制器还被配置为使用物理模型以计算的方式预测所述子区域的温度变化。
8.如权利要求7所述的系统，其中，所述物理模型至少部分地基于用于在所述子区域处生成聚焦区的超声参数的值。
9.如权利要求8所述的系统，其中，所述超声参数包括：与所述换能器元件中的每个换能器元件相关联的振幅、频率、相位、方向或启动时间中的至少一项。
10.如权利要求1所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：在不参考所生成的热图的情况下，使用物理模型以计算的方式预测所述子区域的温度变化。
11.如权利要求10所述的系统，其中，所述物理模型至少部分地基于与所述子区域或不同于所述子区域的第二子区域中的至少一个相关联的组织特性。
12.如权利要求11所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：至少部分地基于使用所述磁共振成像单元所获取的成像数据来获取所述组织特性。
13.如权利要求11所述的系统，其中，所述组织特性包括：类型、结构、厚度、密度、声速、热吸收系数、灌注系数、或代谢热生成率中的至少一项。
14.如权利要求10所述的系统，其中，所述物理模型基于生物热传递等式。
15.如权利要求14所述的系统，其中，所述生物热传递等式包括Pennes等式。
16.如权利要求1所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：使用统计模型来预测所述子区域的温度变化。
17.如权利要求16所述的系统，还包括医疗装置，所述医疗装置被配置为引起所述子区域的温度变化，其中，所述统计模型包括由所述医疗装置的先前启动所导致的温度变化的历史数据。
18.如权利要求1所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：使所述磁共振成像单元获取参考库，所述参考库包括所述成像区域的多个基线相位图像，每个所述基线相位图像对应于所述成像区域的预期运动的不同阶段期间的相位背景。
19.如权利要求18所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：基于基线相位图像与治疗相位图像之间的相似性来识别在所述参考库中的与所述治疗相位图像最佳匹配的基线相位图像，并且至少部分地基于所识别的最佳匹配的基线相位图像来生成所述热图。
20.一种执行磁共振(MR)测温的方法，所述方法包括：
获取成像区域的至少一个基线相位图像和在所述成像区域内的子区域的温度变化之后的所述成像区域的至少一个治疗相位图像；
至少部分地基于所获取的基线相位图像和治疗相位图像，以电子的方式生成热图，所述热图逐像素地指示所述子区域的温度变化；
在不参考所生成的热图的情况下，至少部分地基于在治疗期间在所述子区域中累积的能量，以计算的方式预测所述子区域的温度变化；和
至少部分地基于由所述热图指示的所述子区域的温度变化和所预测的所述子区域的温度变化，确定所述热图是否不准确。
21.一种用于执行磁共振(MR)测温的系统，所述系统包括：
磁共振成像(MRI)单元；以及
控制器，所述控制器与所述磁共振成像单元通信，并且所述控制器被配置为：
(i)使所述磁共振成像单元获取成像区域的至少一个基线相位图像和至少在所述成像区域内的子区域的温度变化之后的所述成像区域的多个治疗相位图像；
(ii)至少部分地基于所获取的基线相位图像和治疗相位图像，以电子的方式生成多个热图，每个所述热图逐像素地指示与所述多个治疗相位图像中的一个治疗相位图像相关联的所述子区域的温度变化；和
(iii)至少部分地基于与所述多个热图中的一个热图相关联的温度变化以及与所述多个热图中的至少另一个热图相关联的温度变化之间的比较，来确定所述多个热图中的所述一个热图是否不准确。
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