一种监测有源植入物周围组织温度的方法和磁共振成像系统

摘要

本发明涉及一种监测有源植入物周围组织温度的方法，该方法基于磁共振测温技术且采用一磁共振成像系统；该磁共振成像系统用于至少产生一种用于临床检查或科学研究或其他目用途的序列2和一种用于测量温度分布的序列3；该方法包括以下步骤：步骤S11，采用序列2进行扫描，并在序列2中穿插进行测温序列3的扫描；以及步骤S12，根据测温序列3的扫描结果进行安全评估。该方法可以有效监控带有植入式医疗器械的患者进行MRI扫描时的射频温升，排除安全隐患。

说明书

技术领域

本发明涉及医疗器械相关技术领域，尤其，涉及一种基于磁共振((Magnetic Resonance,MR)测温技术的实时监测MR下有源植入物周围组织温度的方法和采用该方法的磁共振成像系统。

背景技术

磁共振成像技术(Magnetic Resonance Imaging,MRI)与其他成像技术(如X射线、CT等)相比，有着比较显著的优势：磁共振成像更为清晰，对软组织有很高的分辨力，而且对人体无电离辐射损伤。所以，磁共振成像技术被广泛地应用于现代医学的临床诊断之中。据估计，如今全球每年至少有6000万病例利用核磁共振成像技术进行检查。

MRI工作时会有三个磁场发挥作用。一个高强度的均匀静磁场B₀,一个梯度场G以及用于激发核磁共振信号的射频(RF)磁场。具体成像过程简述如下：首先，在静磁场B₀的作用下，人体内的氢原子核沿着静磁场方向发生进动，根据Larmor定理，氢核进动频率为ω＝γB，其中ω为进动频率，γ为旋磁比，B为磁场强度；即进动的频率与磁场强度成正比。为了激发特定层面内的信号，在静磁场方向上施加梯度场G_z，使得不同层的空间位置上具有不同的磁场强度；同时施加一定频率一定带宽的射频场RF，RF信号的频率和带宽与选层空间内的Larmor频率相对应，因此只有选层方向上特定层内的组织中的氢核才能被激发，产生信号。信号被激发后开始不断衰减，通过射频磁场和梯度磁场的组合，可以使激发的核磁信号出现局部峰值，称为回波；通常在回波出现的时间前后进行信号采集。在被激发的层内，为了区分不同位置的信号，使用相位编码和频率编码梯度场对信号进行空间位置编码。在信号读出前，沿静磁场方向叠加相位编码梯度磁场(磁场梯度通常沿y轴)，持续一定时间后关闭，此时相位编码方向上不同位置信号具有不同的相位。紧接着进行频率编码，类似地在频率编码方向上施加梯度磁场(频率编码梯度方向通常沿x轴)，使得频率编码方向上，不同位置的信号具有不同的频率。经过上述空间编码过程，信号的相位和频率就包含了信号的空间位置信息，而信号的强度反映了该位置上人体组织的解剖结构或生理状态。在频率编码的同时，开始信号采集：在N个等距时间步骤中读取磁共振信号，将得到的数据存在k空间的一行。接着重复上述过程，只需要在相位编码阶段选取不同的梯度场G_y强度，将读取的数据作为k空间的另一行存在相应的位置，直至k空间被填满。这样，总共得到一个具有N×N个数据点的数字矩阵，从中可以通过二维傅里叶变换在图像空间内构造一幅图像。

如果患者体内安装有植入式医疗器械(Implantable Medical Device,IMD)，例如：心脏起搏器、除颤器、迷走神经刺激器、脊髓刺激器、脑深部电刺激器等的话，MRI工作时所需使用的三个磁场可能会给患者带来很大的安全风险。其中最重要的一个隐患是植入式医疗器械在射频场中的感应发热，特别是对于那些带有细长导电结构，典型的如脑深部电刺激器延长导线和电极导线，心脏起搏器电极线。体内装有这些植入式医疗器械的患者在进行MRI扫描的时候，在细长导电结构尖端与组织接触的部位可能会出现严重的温升，这样的温升可能会对患者造成严重的伤害。然而，大部分植入IMD的患者在器械寿命周期内需要进行MRI检查，而射频磁场感应带来的安全隐患导致这部分病人被拒绝进行检查。

射频磁场下细长导电结构的感应受热的原因是细长导电结构与射频磁场之间的耦合。细长导电结构与射频磁场之间的耦合在细长导电结构中产生感应电流，感应电流主要通过导电结构尖端与人体组织接触的部分输送到组织中，形成感生电场集中分布。人体组织电阻率较高，会产生较多的焦耳热。

射频感生电场导致的组织发热可以用生物传热公式刻画，传热公式为：

其中T为组织温度，Q为射频感应沉积的能量，S为新陈代谢产生的热量，ρ为密度，C为比热容，ω为血液的灌注率，下标b表示血液的性质，如T_b为局部血液温度。射频磁场感生的电场导致组织加热，并以生物传热规律变化。

由于射频温升最严重的地方通常发生在植入式医疗器械细长导体结构尖端，同时也受材料生物相容性、传感器尺寸、MRI下电磁干扰等因素的影响，传统的温度传感器如热电偶、热电阻等难以集成。即使能够集成，因为要在MRI下应用，也存在测量数据与外界实时交互的问题。因此目前这些植入式医疗器械植入患者体内后，进行MRI扫描的射频感应温升尚无有效的监控手段。

而MRI本身扫描的数据有可能可以提供一种实时、无创的温度监控途径。多种MR参数表现出了温度敏感性，利用这些温度敏感参数能够得到组织的温度变化。例如，质子共振频率会随着温度的变化而改变，利用梯度回波(GRE)序列得到的相位图也会发生改变，相位变化与温度变化满足如下关系：

其中，Δφ是前后两幅相位图的相位差，ΔT是前后两次图像采集时刻的温度差，α是温度相关的水分子化学键转移系数，B₀是静磁场强度，γ是旋磁比，TE是回波时间。

目前MR测温已经成功的应用于射频消融损毁、聚焦超声治疗肿瘤等方面。在这些应用中，加热源都来自外部治疗设备。MR测温法只作为一个监控方法。而针对植入式医疗器械在核磁下的射频发热，加热来自MRI扫描本身，而扫描序列各有用途，参数各不相同，与MR测温法的扫描差异很大，无法从其他用途的扫描序列中获取温度信息。

此外，植入式医疗器械中的金属导体还会因为在MRI的磁场下磁化而引起周围磁场畸变，从而导致图像伪影，使得导体附近的MRI信号丢失或严重失真。而射频感应发热在导体附近是最严重的，这也是目前MR测温法应用中的问题。

因此，本发明提出一种MR测温序列与一般用途扫描穿插进行的方法及其装置，以监控带有植入式医疗器械的患者进行MRI扫描时的射频温升。进一步的，提出采用MRI图像上器械伪影以外的有效数据，利用传热规律反求其表面温度的方法及其装置。

发明内容

基于此，本发明提出了一种基于MR测温的实时监测MR下金属植入物周围组织温度并给出安全评估的方法和磁共振成像系统。

一种监测有源植入物周围组织温度的方法，该方法基于磁共振测温技术且采用一磁共振成像系统；该磁共振成像系统用于至少产生一种用于临床检查或科学研究或其他目用途的序列2和一种用于测量温度分布的序列3；该方法包括以下步骤：步骤S11，采用序列2进行扫描，并在序列2中穿插进行测温序列3的扫描；以及步骤S12，根据测温序列3的扫描结果进行安全评估。

根据上述监测有源植入物周围组织温度的方法，其中，所述采用序列2进行扫描，并在序列2中穿插进行测温序列3的扫描的方法包括：将序列2分割为i个部分，且每部分分别含有n₁，n₂，…，n_i个TR单元，其中，TR为序列2中两个激发脉冲间的间隔时间；在序列2的首尾以及各部分之间穿插进行序列3的扫描，且序列2每一部分与前一个和后一个序列3之间的时间间隔分别为Δt_1a、Δt_1b、Δt_2a、Δt_2b、…、Δt_ia、Δt_ib。

根据上述监测有源植入物周围组织温度的方法，其中，所述时间间隔Δt_1a、Δt_1b、Δt_2a、Δt_2b、…、Δt_ia、Δt_ib均为零。

根据上述监测有源植入物周围组织温度的方法，其中，所述步骤S11还包括：在序列2扫描之前，先采用测温序列3对测温选层进行一次测温扫描，得到初始温度或温度相关信息。

根据上述监测有源植入物周围组织温度的方法，其中，所述步骤S12包括以下步骤：步骤S121，确定评估区域；步骤S122，确定评估区域的温升分布；步骤S123，计算安全指标；以及步骤S124，将该安全指标与安全阈值进行比较。

根据上述监测有源植入物周围组织温度的方法，其中，所述步骤S121包括：利用边缘检测算法确定出伪影边缘，以边缘外作为评估区域。

根据上述监测有源植入物周围组织温度的方法，其中，所述步骤S122中，确定评估区域温升分布包括：每次扫描完序列3，所述磁共振成像系统的数据处理单元接收一组数据，从第2次序列3扫描开始，每次序列3扫描的结果都与之前结果进行差分得到温升分布。

根据上述监测有源植入物周围组织温度的方法，其中，所述步骤S124包括：将计算的热累积量CEM₄₃与事先设定的阈值threshold_CEM₄₃比较，或将计算的最高温升ΔT_max与事先设定的最高温升阈值threshold_ΔT_max比较，或者同时比较两者；任何一个超过阈值，所述磁共振成像系统的数据处理单元及时向MR控制单元发出危险预警，自动停止MR扫描设备的扫描。

根据上述监测有源植入物周围组织温度的方法，其中，所述磁共振成像系统还包括一种用于定位或其他与扫描用途的序列1；步骤S11之前进一步包括步骤S10，采用序列1进行定位扫描，确定测温选层和成像选层。

一种磁共振成像系统，其包括：一MR扫描设备，该MR扫描设备用于至少产生一种用于临床检查或科学研究或其他目用途的序列2和一种用于测量温度分布的序列3；一MR控制单元，该MR控制单元用于控制该MR扫描设备采用序列2和序列3进行扫描；以及一数据处理单元，该数据处理单元用于处理该测温序列3的扫描结果，其中，该磁共振成像系统具有监测有源植入物周围组织温度的功能，且该磁共振成像系统监测有源植入物周围组织温度的方法为上述方法中的任意一种。

相较于现有技术，本发明提供的磁共振成像系统监测有源植入物周围组织温度的方法可以有效监控带有植入式医疗器械的患者进行MRI扫描时的射频温升，排除安全隐患。

附图说明

图1为本发明实施例采用的脑深部电刺激器的结构示意图。

图2为本发明实施例提供的磁共振成像系统的模块示意图。

图3为本发明实施例采用的的场漂校正装置的结构示意图。

图4为本发明实施例在序列2中间隔穿插进行测温序列3的扫描方式的示意图。

图5为本发明实施例在序列2中连续穿插进行测温序列3的扫描方式的示意图。

图6为本发明实施例采用的层间穿插进行测温序列扫描和行间穿插进行测温序列扫描的示意图。

图7为本发明实施例采用的层间穿插进行测温序列扫描的方法流程图。

图8为本发明实施例采用的行间穿插进行测温序列扫描的方法流程图。

图9为本发明实施例确定该有源植入物的伪影区域的方法流程图。

图10为本发明实施例校正场漂引起的温度变化时在场漂校正容器对应图像的中心区域选取若干点的示意图。

主要元件符号说明

脑深部电刺激器10

外部程控仪11

脉冲发生器12

延长导线14

刺激电极16

电极触点18

磁共振成像系统20

MR扫描设备22

MR控制单元24

数据处理单元26

场漂校正装置30

头部32

容器34

细绳36

伪影区域40

伪影边缘42

组织信号44

中心区域46

如下具体实施例将结合上述附图进一步说明本发明。

具体实施方式

本发明提供了一种基于MR测温的实时监测MR下有源植入物周围组织温度并给出安全评估的方法和和采用该方法的磁共振成像系统。其中该有源植入物可以为心脏起搏器、除颤器、脑深部电刺激器、脊髓刺激器、迷走神经刺激器、肠胃刺激器或者其他类似的植入式医疗器械。本发明仅以脑深部电刺激器为例进行说明，结合附图对本发明进一步说明。

请参见图1，所述脑深部电刺激器10包括：一外部程控仪11以及植入体内的脉冲发生器12，延长导线14和刺激电极16组成。所述外部程控仪11控制该脉冲发生器12用于产生一定模式的电流脉冲，通过该延长导线14传到刺激电极16的电极触点18处，通过该电极触点18刺激特定核团可以达到治疗疾病的目的。但是，植入有所述脑深部电刺激器10的患者在进行MR扫描时，其细长的延长导线14和刺激电极16会像天线一样吸收电磁波能量，在电极触点18处发热，存在安全隐患。为了保证这些患者扫描MR时的安全，可以利用本发明提供的方法和系统对这些患者的电极触点18周围的温度实施监控和安全评估。

请参见图2，本发明提供的磁共振成像系统20包括：一MR扫描设备22，一MR控制单元24，以及一数据处理单元26。

所述MR扫描设备22主要包括产生静磁场的线圈，产生梯度场的线圈，产生射频场的线圈，适用于不同部位的射频发射接收线圈，MR扫描床以及配套的自动化电气设备。

所述MR控制单元24包括MR设备控制软件以及图像重建处理软件。MR设备控制软件可以设置扫描参数，设置扫描序列。特别的，MR设备控制软件集成有一种能够实时监测被试者特定解剖区域温度变化的磁共振扫描方案。方案至少包括一种用于临床检查或科学研究或其他目用途的序列2、一种用于测量温度分布的序列3。这两种序列扫查时穿插进行。

一般的，该方案还包括一种用于定位或其他与扫描用途的序列1，所述序列1扫描的目的是确定感兴趣区域，特别是确定植入物所在区域。每当受试者在MR扫描设备22中的相对位置发生变化或者MR扫描设备22的定位中心发生变化或其他可能导致感兴趣区域位置发生变化的情况出现，都需要重新扫描序列1，以重新定位感兴趣区域。一般的，所述序列1应该是每次进行磁共振检查时进行的第一个扫描序列，如果第一次序列1扫描之后，没有出现可能导致感兴趣区域位置发生变化的情况，则在之后的扫描过程中无需重复进行序列1扫描。本发明不限制序列1的参数和类型。

所述序列2的用途是对受试者进行检查或诊断或进行科学研究，扫描结果具有临床意义或科学价值。所述序列2的参数和类型一般由医学工作者或者设备操作人员设置，本发明对比不做限定。可以理解，由于磁共振系统的射频磁场与植入式医疗器械的相互作用，在序列2的扫描过程中，在受试者的特定解剖区域可能出现温度上升，当温度上升超过一定阈值或者温度累计的热量超过安全限度，可能造成受试者局部组织损伤，威胁受试者的生命健康安全。因此有必要在序列2磁共振扫描过程中实时监测受试者特定解剖区域的温度变化。本发明提供的扫描方案是在序列2之中穿插进行测温序列3的扫描。

所述序列3是温度敏感序列，当受试者特定解剖区域内的温度发生变化时，序列3的扫描结果会出现相应的变化。根据所采用的温度敏感物理参数不同，序列3的种类有多种。例如：在采用质子共振频率作为温度敏感参数的测温方法中，测温序列的种类一般是梯度回波序列(GRE序列)或平面回波序列(EPI序列)。测温序列还可以基于质子密度(Proton density)，即根据玻尔兹曼分布，质子密度于绝对温度成反比，因此可利用质子密度加权的MRI图像来计算被测物体温度。测温序列还可以基于水分子的T1弛豫时间，即生物组织中的自旋-晶格弛豫是由生物大分子和水分子之间的偶极相互作用导致的，该作用依赖于温度，当温度变化范围较小时，T1弛豫时间与温度T几乎成线性关系，因此可以通过检测T1进行测温。测温序列还可以基于扩散系数(Diffusion Coefficient)，即在MRI的强磁场环境下，水分子在组织中扩散会引起扩散梯度方向的信号散相，进而导致核磁信号衰减，衰减程度与扩散系数成正比，并受温度影响，因此可用MRI成像获取不同温度条件下的扩散系数，进而求得温度变化。本发明不限制序列3的参数和类型。每扫描一次测温序列3，可以得到一个时间点上特定区域的温度分布。可以理解，为了测温的“实时性”，所述序列3扫描的时间间隔不应该过长，而且序列3本身的持续时间也不能过长。优选的，序列3扫描的时间间隔应控制在6分钟以内，持续时间控制在2分钟以内。进一步优选的，序列3扫描的时间间隔应控制在3分钟以内，持续时间控制在30秒以内。序列3也不应该产生较大的能量沉积。优选的，序列3的局部SAR值应小于0.4W/kg。进一步优选的，序列3的局部SAR值应小于0.1W/kg。这样能够不产生额外的能量沉积，不对患者造成额外的安全风险。实际应用中，若干次序列3的扫描应该能够忠实地反映特定区域的温度变化时间过程。可以理解，序列2之中穿插进行测温序列3的扫描，并对序列3的结果进行实时处理，可实现在磁共振扫描过程中实时监测受试者特定解剖区域的温度变化。

下面介绍本发明将所涉及的各项参数：

t1：序列1扫描的持续时间。

t2：序列2不间断扫描时的持续时间，即，假设序列2扫描中间不间断，从扫描开始到扫描结束的时间。

t3：每次序列3扫描的持续时间。

Δt：序列3的测温间隔时间，即，从一次序列3开始扫描到下一次序列3开始扫描的时间。测温间隔Δt的选取依赖具体的扫描情形，如果涉及的扫描情形温度升高缓慢，则可以采用较长的Δt监测温度变化；但如果涉及的扫描情形温升迅速或者说温度的时间梯度大，则需要较短的测温时间间隔Δt，这样一方面能提高测温时间的分辨率，另一方面能及时反馈温度信息保证受试者安全。一般的，携带有脑深部电刺激器10的患者在3T环境下扫描时，Δt选取10秒～6分钟范围内的值，因为此时电极触点18处温升很快，为了提高测量结果的准确性，一般在较短时间间隔便测量一次，例如10秒。

T_slice：序列2扫描1层所需的时间。

TR：序列2中的重复时间，即序列2中两个激发脉冲间的间隔时间。

所述数据处理单元26装有基于MR图像信息的温度计算软件，该MR控制单元24实时地将采集重建得到的测温图像实时传到该数据处理单元26。该数据处理单元26根据测温图像计算得到感兴趣区域的温度分布，并给出此时用于评价安全性的安全指标，该安全指标可以是某一温升值，或热累积剂量值，常用43摄氏度的累积等效分钟数表征(CEM43，Cumulative Equivalent Minutes@43℃)，该安全指标可以是此时感兴趣区域的最大值、此时推算的植入物(如电极)表面最大值、推算的某一时刻后的感兴趣区域的最大值、推算的某一时刻后植入物(如电极)表面最大值等。根据程序设定的安全阈值判断此时磁共振扫描的安全性，及时反馈给MR控制单元24。如果安全指标超过阈值，则所述MR控制单元24停止所述MR扫描设备22的MR扫描，否则，继续扫描。

以下介绍采用本发明提供的磁共振成像系统20对具有有源植入物的患者进行头部MR扫描时，实时监测MR下金属植入物周围组织温度并给出安全评估的方法。该方法包括以下步骤：

步骤S10，采用序列1进行定位扫描，确定测温选层和成像选层；

步骤S11，采用序列2进行扫描，并在序列2中穿插进行测温序列3的扫描；以及

步骤S12，根据测温序列3的扫描结果进行安全评估。

所述步骤S10中，优选的，患者在进行MR扫描前，先将一场漂校正装置安装在扫描部位周围的合适区域，如头部四周。该场漂校正装置用于在扫描部位周围提供磁共振信号的基准参考，在分析温升时去除磁场漂移带来的影响。如图3所示。该场漂校正装置30包括：一组容器34。所述一组容器34采用非磁性材料制备。所述非磁性材料可以为尼龙，聚丙烯，有机玻璃等。所述一组容器34内装有均匀介质，例如生理盐水、琼脂凝胶、羟乙基纤维素(Hydroxy Ethyl Cellulose)凝胶等。一般的，所述均匀介质中还配有调节介质弛豫时间的物质，如CuSO₄或其他过渡金属盐，便于磁共振显像。所述容器34内的介质应保持与MR设备所在环境相同的温度。本实施例中，所述容器34为四个非磁性材料构成的塑料试管，每个试管内装有琼脂。在安装时，可以用两根有弹性的柔软细绳36将四个试管较均匀箍在头部32四周，使四个试管的取向基本平行于刺激电极16取向，并保证电极触点18所在的测温选层包含四个试管内物质。可选择地，试管的固定方式也可以通过用可以伸缩大小的硬质架子固定。

一般的，扫描时先进行定位扫描序列1，大致观察感兴趣区域以及需监控的植入物所在位置。序列1可以为多个序列，用于进一步确定后续要扫描的区域。通过序列1扫描的结果，确定序列2的感兴趣区域，以及序列3需要监控的区域。以植入脑深部电刺激器系统的扫描为例，通常电极触点表面温升最严重，需要重点监控，因此选取电极触点18所在的区域作为序列3的扫描区域，确定测温选层。序列2的成像选层则按照实际诊断或研究需求进行确定，这里不做限制。序列2与序列3的扫描区域与参数设置相互独立，互不干扰。可以理解，如果植入物所在位置已经提前知道，该步骤S10可以可以省略。

表1举例列出了一些可能采用的序列主要参数，应用时并不限于表中所列。

表1序列主要参数举例

所述步骤S11中，在序列2扫描之前，先采用测温序列3对测温选层进行一次测温扫描，得到初始温度或温度相关信息。一般的，可以使用梯度回波序列(GRE)或平面回波成像(EPI)序列作为测温序列对测温选层进行扫描，将得到的相位图作为初始的参考相位图

所述在序列2扫描中穿插进行测温序列3的扫描方式如图4所示。将序列2分割为多个部分，每部分由若干个单元组成，每个单元是在一个TR时间内，包含一系列特定的射频脉冲以及梯度磁场的时序变化，并能够采集一组数据，构成序列2图像k空间的一部分。然后在序列2的首尾以及各部分之间穿插进行序列3的扫描，形成温升监控。如图4中所示，序列2由i部分组成，且每部分分别含有n₁，n₂，…，n_i个TR单元。可以理解，n₁TR+n₂TR+…+n_iTR＝t2。序列2每一部分与前一个和后一个序列3之间的时间间隔分别为Δt_1a、Δt_1b、Δt_2a、Δt_2b、…、Δt_ia、Δt_ib。特别的，如图5所示，在另一个实施例中，序列2的每一部分和序列3之间可以没有时间间隔，连续扫描。更特别的，序列3之间的间隔相等，即Δt₁＝Δt₂＝…＝Δt_i＝Δt。序列2被分割成的各部分中含有的单元数也相等，即n₁＝n₂＝…＝n_i。因为序列2的初始段可能含有与后续部分不同的匀场脉冲、翻转脉冲等，其包含的单元数也不一定是i的整数倍，因此n₁，n₂，…，n_i可以不同，Δt₁，Δt₂，…，Δt_i也可以不同。

每次扫描完序列3都可以得到一组数据，传输至数据处理单元26进行处理，得到序列3扫描区域的温度相关信息。从第2次序列3扫描开始，每次序列3扫描的结果都可以和第1次序列3扫描的结果进行比较，并经过数据处理得到序列3扫描区域的温升分布。进而，给出此时用于评价安全性的安全指标，该安全指标可以是温升值，或热累积剂量值，常用43摄氏度的累积等效分钟数表征(CEM43，Cumulative Equivalent Minutes@43℃)，该安全指标可以是序列3扫描区域的最大值、此时推算的植入物(如电极)表面最大值、推算的某一时刻后的序列3扫描区域的最大值、推算的某一时刻后植入物(如电极)表面最大值等。根据程序设定的安全阈值判断此时磁共振扫描的安全性，及时反馈给MR控制单元24。如果安全指标超过阈值，则所述MR控制单元24停止所述MR扫描设备22的MR扫描，否则，继续扫描。

图6举例表示出了序列2的分割方式。序列2可能需要扫描多层图像，每一层图像由一组k空间的数据重建得到，每一组k空间数据由多个TR单元的扫描产生，每个TR单元扫描产生k空间中的一行或几行数据。序列3可以穿插在层间，即每一层或每数层穿插一次序列3扫描。更一般的，序列2的多层图像扫描都由若干个TR单元组成。因此，序列3也可以穿插在一层图像k空间数据的行间。序列3的穿插方式可以根据n_iTR与T_slice的关系进行调节和设置。参见图7，以整个头部的轴状图扫描为例，当n_iTR>T_slice时，可以选取在成像序列得到的k空间数据层间穿插进行测温选层的测温序列3扫描的方式。假设n_iTR＝nT_slice，n为自然数。每得到n层成像图像便停止序列2的成像扫描，对测温选层进行一次测温序列3的扫描，当测温序列3扫描结束后，从上次停止的位置继续进行序列2扫描得到下一个n层成像图像后停止，然后对测温选层进行一次测温序列3的扫描，依次继续。

参见图8，当n_iTR<T_slice时，或者n_iTR不是T_slice的整数倍时，需要选择在k空间数据行间穿插进行测温选层的测温序列3扫描的方式。假设成像序列的K空间共有P行，每次相位编码后采集的数据对应填到K空间的一行，即TR时间采集一行K空间数据。在成像序列的某一层的K空间采集j行后，暂停成像序列2的扫描，将K空间已经采集的数据转存到存储单元，然后开始对测温选层进行测温序列3的扫描，采集的数据实时传输到数据处理单元26获取温度分布。测温序列3扫描结束后，从第j+1行开始继续进行成像序列2扫描，采集的数据继续保存到存储单元，后续扫描过程类似。在上述扫描过程中，所述MR控制单元24实时地将采集到的数据传到所述数据处理单元26。

所述步骤S12中，所述数据处理单元26根据来自所述MR控制单元24的测温图像数据计算出此时温度分布情况，进而，给出此时用于评价安全性的安全指标，与事先设定的阈值比较，及时给出反馈传递到所述MR控制单元24。

具体地，所述步骤S12中，所述根据测温序列3的扫描结果进行安全评估包括以下步骤：

步骤S121，确定评估区域；

步骤S122，确定评估区域的温升分布；

步骤S123，计算安全指标；以及

步骤S124，将该安全指标与安全阈值进行比较。

所述步骤S121中，所述数据处理单元26根据序列1或序列3的数据，确定安全评估区域。一般的，评估区域的选取应尽量接近发热严重的植入物表面，如脑深部电刺激电极触点表面。由于植入物与生物组织的物理性质不同，特别是金属部分的磁化系数不同，会在磁共振环境下被静磁场磁化导致周围的磁场畸变，从而造成植入物周围图像信号失真，表现为图像伪影。通常这部分区域的信号难以提取有用信息。因此，选取评估区域通常要确定该有源植入物的伪影区域。一般的，有源植入物与磁共振的射频磁场相互作用而产生的感生电场在细长导体结构的尖端表面处最强，从而产生的温升最高，并随着向周围热传导而逐渐降低。例如脑深部电刺激电极触点处，更易产生温升。因此评估安全性需要确定植入物伪影周围的评估区域，尽可能靠近植入物表面温升最高处，并能从序列3的数据中提取温度信息。

优选的，评估区域选取从伪影边缘向外某一距离的区域。优选的，这一距离为1～6mm。伪影边缘42可以通过阈值方法检测，伪影内部信号强度为I0，周围区域信号强度为I1，设定I0和I1之间的某个值I2为阈值，高于这一阈值即认为是伪影以外评估区域。优选的，(I2-I0)/(I1-I0)为0.3～0.5。还可以利用边缘检测算法确定出伪影边缘42，确定过程如图9所示，优选的，可以利用canny算法，sober算法，Roberts算法确定伪影边缘42。选取伪影边缘42以外的区域作为评估区域。进一步优选的，所述伪影边缘42属于金属伪影区域40到组织信号44的过渡区，用分类算法确定伪影边缘42像素点所属类型，如果属于组织信号44，则包含到评估区域内。优选地，可以利用贝叶斯分类算法对伪影边缘42进行分类，确定伪影边缘42所覆盖的像素点所属类别，组织信号44或者伪影区域40，这样，就从图像上把伪影区域40确定出来了。

所述步骤S122中，确定评估区域温升分布包括以下步骤：每次扫描完序列3，数据处理单元26接收一组数据，通过处理可以得到评估区域的温度相关信息。从第2次序列3扫描开始，每次序列3扫描的结果都可以和之前结果进行差分，得到温升分布。特别的，每次扫描和第1次序列3的扫描结果进行差分，得到相对于序列2扫描前状态的温升分布。

所述温度相关信息依赖不同的磁共振测温方法，优选地，可以采用基于质子共振频率偏移的MR测温方法得到温度分布图。测温流程包括，在实施成像序列扫描前，先进行一次测温序列3的扫描，将得到的相位图作为参考相位图将第k次采集得到的相位图记作第k次采集时的温度变化分布ΔT_map可根据式(3)求得，

其中相位差

由于实际MRI图像中，相位的取值范围通常是[-π,π]，在边缘相位会发生跳变，产生所谓相位卷绕。因此上述直接相减求相位差的方法可能出现较大误差。为避免相位卷绕，相位差可以如下式(4)计算

其中是两次扫描相位信号的复指数形式，Im(),Re()分别表示求取复数的虚部和实部。将上述计算式展开，得到下式(5)

代入温度变化计算公式中，即可计算得到第K次扫描时的温度变化量。

MRI扫描仪产生的静磁场可能会出现漂移，导致相位变化，从而引起上述步骤中求得的温度分布不准确。因此，优选的，需要校正场漂引起的温度变化。静磁场漂移在空间中存在分布，这一分布可以用多项式近似拟合。一般的校正需要选取至少3个位置做1阶平面校正。特别的，对于测量区域相对于静磁场分布较小，1阶项影响不大的情形，可以直接通过减去均值c的方式做0阶校正，此时至少选取1个点。如图10所示，在温度分布图中，每个场漂校正容器34对应图像的中心区域46选取若干点。另一种校正场漂的方法不依赖场漂校正容器。从组织信号MRI图像上(MRI图像包括幅度图、相位图和温度分布图)选取至少一个参考区域，参考区域应该至少包含一个像素。本发明不限制参考区域的形状、大小和选择方法。容易理解，此处场漂校正方法中采用的参考区域也可包含场漂校正容器对应的图像区域。优选地，所选参考区域内组织在扫描过程中应该没被加热或是冷却的，而且参考区域内信号应该比较均匀(组织信号包括幅度信号、相位信号和温度信号)，保证参考区域具有代表性。对于1阶校正，选取≥3个点，将每个点的位置信息与温度变化信息存储在矩阵A(i,j,ΔT)中，用线性插值的方法求出场漂引起的伪温度变化分布图。计算过程，可以通过求解问题：

其中，[i j 1]_n×3的第一列为A(:,1)，第二列为A(:,2)，第三列全是1。求解得到最小二乘意义下的拟合平面z(i,j)＝a·i+b·j+c，将原始温度变化分布图减去z，便得到了校正后的实际温度分布ΔT_correction，即式(7)，

ΔT_correction(i,j)＝ΔT_map(i,j)-z(i,j)(7)。

对于0阶校正，在所有的参考区域内选取若干点，将每个点的温度变化信息储存在向量B(i)中，计算所选取的点的温度变化信息的平均值，求出场漂造成的伪温度变化z，计算过程如下式(8)：

其中n是所有参考区域中所选取的点的个数，即量B(i)中元素个数。将原始温度变化分布图中减去z，便得到了校正后的温度分布式(9)：

ΔT_correction(i,j)＝ΔT_map(i,j)-z(9)

所述步骤S123中，安全指标可以是温升值，或热累积剂量值，常用43摄氏度的累积等效分钟数表征(CEM43，Cumulative Equivalent Minutes@43℃)。该安全指标可以是评估区域的最大值，即选取步骤S122中的最大值。还可以是但不限于此时推算的植入物(如电极)表面最大值、推算的某一时刻后的评估区域的最大值、推算的某一时刻后植入物(如电极)表面最大值等。

安全指标的推算方法包括根据实验得到的经验表格或经验公式，或者根据温升的传热规律，用近似拟合的方法或者数值分析的方法得到。

由于伪影区域40内的信噪比很低，伪影区内40的温度数据不可靠，需要借助伪影区域40外面的温度推算求得伪影区域40内的温度变化。一般地，选取伪影边缘外42一定范围内的像素点温度信息作为边界条件，将每个像素点的位置信息和温度变化信息分别存入矩阵r＝(r₁,r₂,...r_m)和p_k＝(T_k1,T_k2,...,T_km)，其中r_m表示第m个像素点的位置信息，T_km表示第m个像素点第k次测量得到的温度变化。将第k次测量结合前k-1次测量得到的温度数据存入一个矩阵P，

考虑如式(1)所示的生物传热模型，不计新陈代谢产热，假设均匀介质并选取血液温度T_b为基准，可以得到关于温升的分布关系式(11)：

该式具有齐次特性，即某一空间点、某一时间点的温升ΔT与热源Q成正比。而在本发明涉及的核磁射频发热问题中，热源Q与感生电场E的平方成正比，电场E与电流密度J成正比。可以知道，温升ΔT也和电流密度J的平方成正比。利用这一特征，结合传热的空间和时间分布规律，可以根据某一时刻、某一区域的温升推算其他时刻、其他区域的温升。

具体的，建立电磁场及传热数值模型，以有源植入物导电部分-组织界面处电流密度J作为参数可以得到不同加热模式下的电场分布，进而可以得到传热扩散规律。本实施例中，以电流密度J₀，例如1000A/m²，作为标准热扩散模型，计算出位置在r＝(r₁,r₂,...r_m)，对应于k次扫描时刻的温度变化矩阵st_P，

可以理解，st_P(i,j)代表标准扩散模型中位置在r_j对应第i次扫描时刻的温度变化值。根据式ΔT＝a·J²可得到，

此处，ΔT₁＝P,ΔT₀＝st_P，可以在最小二乘意义下求得λ，即求式(14)

的最小值，令上式求导等于零便可求得极值点的值，

将带入到热扩散仿真模型st_P(i,j)便得到了实验对应的热扩散模型，从模型中可以提取出温升最高点的温度变化曲线。所述温升最高点的温度变化曲线即组织界面温度变化曲线。

进一步，根据所述组织界面温度变化曲线可以得到扫描时间范围内对应的安全指标，如最高温升ΔT_max和热累积量。可以理解，热损伤不仅取决于温度的高低，也取决于温度持续时间，即所谓的热累积量。比较常用的热累积量模型为CEM₄₃，其计算公式(16)为，

其中，当T(t)>43℃时，R＝0.5；当T(t)<43℃时，R＝0.25。

所述步骤S124中，将计算得到的安全指标与事先设定的安全阈值进行比较。例如将计算的热累积量CEM₄₃与事先设定的阈值threshold_CEM₄₃比较，或者比较最高温升ΔT_max与事先设定的最高温升阈值threshold_ΔT_max，或者同时比较两者，任何一个超过阈值，所述数据处理单元26及时向所述MR控制单元24发出危险预警，自动停止MR扫描设备22的扫描。

以上已经给出了本发明的多个实施方式，可以理解的是，在不偏离本公开内容精神以及范围的情况下，可以做出各种变化、替换、以及改变，这些实施方式也在本发明的保护范围内。