MRI裝置的有源電阻補償的制作方法

            文檔序號:12303946閱讀:348來源:國知局
            MRI裝置的有源電阻補償的制作方法

            本申請是申請號為201280069285.3、申請日為2012年12月11日、發明名稱為“mri裝置的有源電阻補償”的pct國際發明專利申請的分案申請。

            相關申請的交叉引用

            本pct申請要求2011年12月13日提交的、名稱為“mri裝置的有源電阻補償(resistiveshimming)”的、申請序列號為no.13/324,850的美國專利申請的優先權,在此通過引用將其全部公開并入本文中。

            本申請涉及用于磁共振成像(“mri”)的系統和方法,尤其涉及mri系統的有源補償。



            背景技術:

            磁共振成像,或者核磁共振成像是在放射學中最常用的使身體的內部結構和功能可見的醫學成像技術。例如,e.markhaacke等人的磁共振成像:特性原理及序列設計(magneticresonanceimaging:physicalprinciplesandsequencedesign)(wiley-liss,1999)描述了mri方法和技術,在此通過引用將其并入本文。本公開涉及磁共振技術。發現了與醫學磁共振成像結合的特定應用并將以此為特定的參考進行描述。然而,應該意識到,本公開還發現了結合其它類型磁共振成像系統、磁共振光譜學系統等的應用。



            技術實現要素:

            磁共振成像(mri)系統的示范性實施例包括第一磁體,在第一磁體和mri系統的縱軸之間布置的第一梯度線圈,和在第一磁體的外部且鄰近第一梯度線圈布置的有源電阻勻場線圈組件。該有源電阻勻場線圈組件包括多個勻場線圈,且該多個勻場線圈每個都連接到多個電源通道,并且可操作以便由通過多個電源通道的分開的電流激勵。

            有源電阻勻場線圈組件的示范性實施例包括包含四個象限(quadrant)的有源x勻場線圈,其中x勻場線圈的四個象限的第一對關于中心平面對稱地布置中心平面,并且x勻場線圈的四個象限的第二對也關于中心平面對稱地布置中心平面。有源電阻勻場線圈組件可以進一步包括包含四個象限的有源y勻場線圈,其中y勻場線圈的四個象限的第一對關于中心平面對稱地布置中心平面,并且y勻場線圈的四個象限的第二對也關于中心平面對稱地布置中心平面。有源電阻勻場線圈組件可以進一步包括有源z勻場線圈,有源z勻場線圈包含關于中心平面對稱布置的一對半部分(half)的中心平面。在實施例中,有源x勻場線圈、有源y勻場線圈和有源z勻場線圈每個都可操作以便由通過多個電源通道的分開的電流激勵,并且有源勻場線圈組件不包括二階或者更高階的勻場線圈。

            磁共振成像(mri)系統的另一示范性實施例包括磁體,在該磁體和mri系統的縱軸之間布置的梯度線圈,和在該磁體外部且鄰近梯度線圈布置的有源電阻勻場線圈組件。該有源電阻勻場線圈組件包括多個勻場線圈,并且該多個勻場線圈包括:1)包含四個象限的有源x勻場線圈,其中有源x勻場線圈的四個象限的第一對關于mri系統的中心平面對稱地布置,并且x勻場線圈的四個象限的第二對也關于該中心平面對稱地布置;2)包含四個象限的有源y勻場線圈,其中y勻場線圈的四個象限的第一對關于該中心平面對稱地布置,并且y勻場線圈的四個象限的第二對也關于該中心平面對稱地布置;和3)有源z勻場線圈,有源z勻場線圈包含關于中心平面對稱布置的一對半部分(half)中心平面。有源x勻場線圈、有源y勻場線圈和有源z勻場線圈每個都可操作以便由通過多個電源通道的分開的電流激勵,并且有源電阻勻場線圈組件不包括二階或者更高階的勻場線圈。

            進一步公開了補償磁共振成像(mri)系統中的場非均勻性(fieldinhomogeneity)的方法的示范性實施例,該磁共振成像系統包含磁體、梯度線圈和在該磁體的外部且鄰近該梯度線圈布置的有源電阻勻場線圈組件,該有源電阻勻場線圈組件包括勻場線圈,該勻場線圈可操作以便由通過多個電源通道提供的電流激勵。該公開的示范性方法包括保持磁場,確定成像容積中的場非均勻性,確定要提供給有源電阻勻場線圈組件的勻場線圈的電流,將該電流施加于勻場線圈上,其中由該電流激勵的勻場線圈可操作以便補償(shimout)場非均勻性的至少一些,和重復保持磁場并且在確定電流并施加電流之后至少確定場非均勻性一次。

            附圖說明

            結合附圖描述了該公開的各種特征、方面和實施例,其中:

            圖1示出了可以與本公開的一些實施例一起使用的在其中心缺口區域設置有儀器的水平開放式mri系統的透視圖;

            圖2a示出了圖1所示的系統的實施例的簡化截面圖;

            圖2b示出了根據本公開的mri系統的實施例的簡化截面圖;

            圖3a-3c示出了本公開的x勻場線圈、y勻場線圈和z勻場線圈的一些實施例的示范性電流模式;

            圖4示出了圖1所示的系統的實施例的簡化圖的透視圖;

            圖5a示出了用于x勻場線圈或者y勻場線圈的多個象限的第一電源連接方案;

            圖5b示出了用于x勻場線圈或者y勻場線圈的多個象限的第二電源連接方案;

            圖5c示出了用于x勻場線圈或者y勻場線圈的多個象限的第三電源連接方案;

            圖5d示出了用于x勻場線圈或者y勻場線圈的多個象限的第四電源連接方案;

            圖6是示出在根據本公開的mri系統中用于補償場非均勻性的方法的示意流程圖;

            圖7示出了在使用自由度為10的有源勻場線圈進行有源補償之前和之后的第一示范性實施例中峰到峰非均勻性相對臺架位置的比較。

            圖8示出了在使用自由度為6的有源勻場線圈進行有源補償之前和之后的第一示范性實施例中峰到峰非均勻性相對臺架位置的比較。

            圖9示出了在使用自由度為10的有源勻場線圈進行有源補償之前和之后的第二示范性實施例中峰到峰非均勻性相對臺架位置的比較。

            圖10示出了在使用自由度為6的有源勻場線圈有源補償之前和之后的第二示范性實施例中峰到峰非均勻性相對臺架位置的比較。

            圖11示出了在進行有源補償之前和之后的第三示范性實施例中的場非均勻性的比較。

            具體實施方式

            在磁共振成像中,線性磁場梯度用于空間編碼。使用梯度線圈來產生這些線性磁場梯度。水平圓筒狀mri系統具有跨越該裝置長度的水平圓筒狀梯度線圈組件。開放式水平mri系統在中心具有缺口的分裂開的(split)主磁體,并且其還可以具有分裂開的梯度線圈。最近以來,希望包括結合mri系統和開放式mri系統的各種治療和成像模式,如放射治療裝置、活檢針、消融裝置、外科手術裝置、超聲波、pet、spect、ct、linac以及其它等等。例如,希望在開放式mri系統的缺口區域中放置此類儀器。

            mri圖像的質量會受到成像容積內的主磁場的場非均勻性的不利影響。在一些mri系統中,諸如連續的圓筒狀或者垂直豁開(gapped)的系統,將超導勻場線圈安置在主磁場的內部并使其用于降低因磁體缺陷而產生的場非均勻性。對于連續的圓筒狀磁體(非豁開磁體),超導勻場可以包括諸如x勻場線圈、y勻場線圈及z勻場線圈的一階勻場線圈,和連續地跨越mri系統的中心軸平面的更高階的勻場線圈。在有源超導勻場過程期間每次對這些勻場線圈中的一個激勵。

            在施加超導勻場之后還可以使用無源勻場技術以在某種程度上補償剩余的非均勻性。該無源勻場,其通常包括鐵磁金屬條,被安置在梯度線圈的內部或者主磁體的內孔表面上。可能需要若干次重復組合有源超導勻場和無源勻場,以獲得期望的非均勻性水平。

            然而,由于主磁體內部的超導勻場線圈的位置防止進一步接近(accessto)勻場線圈,一旦通過電流為超導勻場線圈激勵,則電源通道將會被關閉。同樣,連續改變每個勻場線圈是不可能的。如果希望調整超導勻場線圈的電流,則不得不開放對主磁體中的勻場開關的接近以達到超導勻場線圈的接近。

            有源電阻勻場線圈可以用于補償病人引起的非均勻性。這些勻場線圈可以包括零階、一階和諸如zo、z2、xz、yz、xy和x2-y2類型的二階勻場線圈,或者甚至更高階的勻場線圈。這些勻場線圈可以是在golay的美國專利no.3,569,823中描述的golay型線圈,在此通過引用將該專利并入本文,或者可以是分布式線圈。上述系統中與有源勻場線圈結構相關的一個缺點是每個勻場線圈的所有部分都是串聯的并且由同一電源通道控制。勻場線圈各部分的串聯連接限制了補償非均勻性的自由度。

            本公開的有源電阻勻場線圈組件可以用于任意類型的mri系統。本公開的有源電阻勻場線圈組件不同于常規有源勻場線圈的一方面在于,本有源電阻勻場線圈組件的每個勻場線圈都可以連接到多個電源通道并由多個電源通道控制。這種結構允許在激勵有源電阻勻場線圈時實現各種附加的自由度,并允許產生能更有效補償非均勻性的諧波。

            與常規的有源勻場線圈不同,本公開的有源電阻勻場線圈組件的另一方面可以包括,用于容納分裂式的螺線管水平“開放式”mri系統的結構,該mri系統包括在兩個水平mri磁體半部分之間的缺口。在常規的水平系統中,通常有五種勻場線圈:zo、z2、xz、yz、xy和x2-y2。在這種情況下,該xz和yz勻場線圈關于中心平面對稱地布置中心平面并越過中心平面延伸,這對于分裂式系統是不可能的。在示范性實施例中,為了在開放式mri系統中容納缺口,本公開的有源勻場線圈組件可以僅具有分裂式的x型、y型及z型有源勻場線圈,而不是二階或者更高階的勻場線圈。經由多個電源通道給x型、y型及z型有源勻場線圈提供對應的電流,能夠產生所有zo、z2、xz、yz、xy和x2-y2勻場線圈的諧波以及更高階的勻場。

            在此公開的勻場線圈組件還進一步很好地適合用于水平開放式mri系統,該水平開放式mri系統與被在其缺口內部操作的附加的醫療儀器一起使用。圖1描述了具有缺口區域102的水平開放式mri系統100的這種布置。儀器104安裝在臺架110上的缺口區域102中。還描述了病人106和病人診察臺(couch)108。在一些實施例中,臺架110可以用于在病人106附近重新定位儀器104(即,在圖1所示的z軸周圍)。

            圖1的實施例可以包括dempsey的、名稱為“在成像軟組織的同時提供共形放射治療的系統(systemfordeliveringconformalradiationtherapywhilesimultaneouslyimagingsofttissue)”的美國專利申請公開2005/0197564(下文“dempsey‘564”)中部分描述的當前申請的受讓人viewray公司的系統的元件,通過應用將該公開并入本文。例如,儀器104可以包括放射治療裝置和相關的多葉準直器(mlc),結合快速成像水平開放式mri系統,其允許在處理期間解決目標位置的改良的放射治療,如dempsey‘564所述的。雖然僅單一組件被示出為圖1中的儀器104,但一些實施例可以包括與儀器104相關的多個組件。例如,一些實施例可以包括在缺口102中安裝、分布在z軸周圍且能圍繞臺架110上的z軸旋轉的三個輻射頭組件(圖1中未示出)。雖然關于dempsey‘564公開的viewray系統描述了在此公開的實施例的一些方面,但這些方面不需要于該公開的勻場線圈組件一起使用。可以預期,在此公開的勻場線圈組件可以用于使用或者不使用相關儀器104的任意類型的mri系統中。另外,對于使用儀器104的系統,這種儀器不限制于放射治療裝置如輻射源或者linac,而是可以包括與mri系統一起使用的任意類型的儀器。

            圖2a是圖1所示系統的示意性截面。圖2a的實施例描述了包括被缺口102分開的一對主磁體200的水平開放式mri系統100。應該意識到,對于有關無缺口mri系統的實施例,根據本公開的原理可以將該mri系統100設計為僅包括一個主磁體200。該mri系統用于對病人診察臺108上方的感興趣區域202進行成像。mri系統100包括未示出的附加常規組件,例如,包括射頻(rf)線圈的rf系統。圖中和貫穿該公開使用的坐標系統將穿過mri孔的縱軸稱為z軸。x軸垂直于z軸延伸并從mri系統100的一邊到另一邊;y軸垂直于z軸延伸并從mri系統100的底部到頂部。

            圖2a還描述了布置在磁體200和穿過mri孔(z軸)的縱軸206之間的第一梯度線圈204。mri系統100包括在磁體200的外部布置的且鄰近第一梯度線圈204的有源電阻勻場線圈組件208。該有源勻場線圈組件208可以包括每個都被連接到至少一個放大器220中的多個電源通道(未示出)的多個勻場線圈。該多個勻場線圈每個都可操作以便由通過至少一個放大器220中的多個電源通道提供的分開的電流激勵。

            在實施例中,可以在包括其它梯度線圈和/或如美國專利申請no.12/951,976中所述的屏蔽線圈的梯度線圈組件207中布置第一梯度線圈204,該申請由本申請人共同擁有并且通過引用并入本文。

            應該意識到,磁體200外部的有源電阻勻場線圈組件208的位置可改變。有源電阻勻場線圈組件208可以在徑向方向上布置在第一梯度線圈204的任何一側。在實施例中,有源電阻勻場線圈組件208可以布置在磁體200和第一梯度線圈204之間。在另一實施例中,有源電阻勻場線圈組件208可以布置在第一梯度線圈204和縱軸206之間。有源電阻勻場線圈組件208可以布置在梯度線圈組件207的內部或者外部。在圖2a所示的示范性實施例中,有源電阻勻場線圈組件208布置在梯度線圈組件207的內部。mri系統100的冷卻裝置209可以為有源電阻勻場線圈組件208和第一梯度線圈204兩者提供冷卻。圖2b示出的是mri系統150,其除有源電阻勻場線圈組件208的位置以外基本類似于mri系統100。在mri系統150中,有源電阻勻場線圈組件208布置在梯度線圈組件207的外部。有源電阻勻場線圈組件208布置在磁體200和梯度線圈組件207之間。在該實施例中,為了冷卻有源電阻勻場線圈組件208,可以在mri系統150中包括專用的冷卻裝置210。

            應該意識到,通過在磁體200的外部布置有源電阻勻場線圈組件208,可以最優化經由多個電源通道給有源電阻勻場線圈組件208的每個勻場線圈提供電流的有益效果。有源電阻勻場線圈組件的這種位置不需要在為有源電阻勻場線圈組件208的勻場線圈功能之后關閉電源通道。這樣,可以實現使每個有源勻場線圈的電流的簡單且持續的變化。

            在實施例中,本公開的有源電阻勻場線圈組件208可以包括有源電阻勻場線圈的各種組合,如有源x勻場型線圈(下文中“x勻場線圈”)、有源y勻場型線圈(下文中“y勻場線圈”)和有源z勻場型線圈(下文中“z勻場線圈”)。在示范性實施例中,x勻場線圈、y勻場線圈和z勻場線圈可以是golay型線圈。在另一實施例中,這些線圈可以是分布式線圈。在實施例中,有源電阻勻場線圈組件208可以進一步包括零階勻場線圈。應該意識到,有源電阻勻場線圈組件208中的有源勻場線圈的選擇和布置可以根據成像容積中的磁場的期望的非均勻性和期望的自由度來改變。

            在實施例中,有源勻場線圈組件208可以包括x型、y型和z型有源勻場線圈而不包括二階或者更高階勻場線圈。通過經由多個電源通道給這些x型、y型和z型有源勻場線圈提供電流,能夠產生zo、z2、xz、yz、xy和x2-y2勻場線圈的諧波,以及更高階的勻場。

            適合包含在有源電阻勻場線圈組件208中的有源電阻勻場線圈可以包括允許各種自由度的各種電流模式和與不同電源通道的各種連接數量。參考圖3a,在示范性實施例中,x勻場線圈的電流模式可以被配置為包括至少四個象限。在實施例中,x勻場線圈可以包括關于圖4所示的中心平面400對稱地布置的第一和第二象限對302a和302b。圖4是mri系統100的簡化的示意圖,且如所示,與縱軸206正交的中心平面400可以用x軸和y軸來限定。在水平開放式mri系統中,中心平面400位于磁體200之間的缺口102內部的中心。轉到圖3b,在實施例中,y勻場線圈也可以包括至少四個象限,第一和第二象限對304a和304b關于中心平面400對稱地布置,如圖4所示。z勻場型線圈的電流模式可以包括關于中心平面400對稱地布置的至少兩個半部分306a、306b,如圖3c所示。x勻場線圈、y勻場線圈和z勻場線圈的輻射階(radialorder)可以由x維通常大于y維且z勻場線圈比x線圈和y線圈更有效的事實來確定。

            在示范性實施例中,為了在補償成像容積中的各種場非均勻性時允許更大的自由度,有源x勻場線圈、有源y勻場線圈和有源z勻場線圈每個都可以包括多個象限,多個象限可操作以便由來自分開的電源通道的電流激勵。例如,z勻場線圈的兩個半部分可以是可操作的以便由來自兩個各自電源通道的電流激勵,允許兩個自由度。存在用于連接有源x勻場線圈和有源y勻場線圈的各個象限的多個方式,會導致不同的自由度。在圖5a所示的示范性實施例中,x勻場線圈和y勻場線圈的每個象限502都可以連接到分開的電源通道503,導致x勻場線圈和y勻場線圈每個有四個自由度。在圖5b所示的實施例中,x勻場線圈的第一和第二象限504a、504b串聯連接到第一電源通道505,且x勻場線圈的第三和第四象限506a、506b串聯連接到第二電源通道506。可以類似地設置y勻場線圈以使其包括串聯連接到第一電源通道505的第一和第二象限504a、504b和串聯連接到第二電源通道506的第三和第四象限506a、506b。圖5c-5d示出了串聯連接第一和第二象限504a、504b和串聯連接第三和第四象限506a、506b的其它示范性方案。除了圖5a-5d所示的示范性電源通道布置之外,也可以使用其它的布置,包括允許一個電源通道給x勻場線圈或者y勻場線圈的三個或者四個象限提供電流的各種連接。

            x勻場線圈、y勻場線圈和z勻場線圈的上述結構允許各種自由度。在示范性實施例中,有源z勻場線圈的兩個半部分可操作以便由來自兩個各自電源通道的電流激勵,且每個x勻場線圈和y勻場線圈的四個象限可操作以便由來自四個各自電源通道的電流激勵,存在用于有源補償的10個自由度。在另一示范性實施例中,勻場線圈可以配置如下:1)z勻場線圈的兩個象限可操作以便由來自兩個各自電源通道的電流激勵;2)y勻場線圈的第一和第二象限串聯連接并可操作以便由來自兩個各自電源通道的電流激勵,且y勻場線圈的第三和第四象限串聯連接并可操作以便由來自兩個各自電源通道的電流激勵,和3)x勻場線圈的第一和第二象限串聯連接并可操作以便由來自兩個各自電源通道的電流激勵,且x勻場線圈的第三和第四象限串聯連接并可操作以便由來自兩個各自電源通道的電流激勵。這種結構允許用于有源補償的六個自由度。

            在另一示范性實施例中,mri系統可以包括具有二階或者更高階電阻勻場線圈的有源勻場線圈組件208。示范性的有源勻場線圈組件208可以包括z2、zx、zy、xz和x2-y2勻場線圈。zx和zy電阻勻場線圈可以關于中心平面400對稱地布置。zx電阻勻場線圈可以包括在方位角方向上被分開180度的兩個半部分,且zy電阻勻場線圈也可以包括從zx勻場線圈旋轉90度的兩個半部分。xy電阻勻場線圈可以包括8個象限:關于中心平面400對稱地布置且在方位角方向上被分開90度的兩組四個象限。x2-y2電阻勻場線圈也可以包括關于中心平面400對稱地布置且從yz勻場線圈旋轉90度的兩組四個象限。

            與上述示范性的開放式mri系統的勻場線圈類似,mri系統的z2、zx、zy、xz和x2-y2勻場線圈每個都可以包括可操作以便由來自分開的電源通道的電流激勵的象限和/或半部分的各種組合。zx和zy勻場線圈的半部分中的每個都可以由來自分開的電源通道的電流激勵且允許每個勻場線圈的自由度為二。xy和x2-y2勻場線圈的象限每個都可以由來自分開的電源通道的電流激勵且允許每個勻場線圈的自由度為八。同樣,與僅包含x勻場線圈、y勻場線圈和z勻場線圈的有源勻場線圈組件相比,包含z2、zx、zy、xz和x2-y2勻場線圈的有源勻場線圈組件可以具有更大的自由度。另外,可以組合z2、zx、zy、xz和x2-y2勻場線圈的電源通道,以允許自由度范圍從至少4到20個自由度的各種自由度。

            在mri系統中,x勻場線圈、y勻場線圈的每個象限,和z勻場線圈的每個半部分都可以在成像容積中產生各種球面諧波。下面的表1中列出的是在dsv為45cm的范圍內y勻場線圈的y1象限可以產生的球面諧波的實例。

            由有關有源y勻場的y1象限的對稱參數(argument)可以得到y勻場線圈的y_2、y_3、y_4象限的敏感性。相應地,由有關y勻場線圈的y_1、y_2、y_3和y_4象限的對稱性,可以得到x勻場線圈的x1、x_2、x_3和x_4象限的敏感性。

            可以形成y勻場線圈的敏感性的線性組合

            sy_shim=o’1sy_1+o’2sy_2+o’3sy_3+o’4sy_4(1)

            在等式(1)中,sy_i(1≤i≤4)是y_i象限的敏感性且o’是權重因數。如果所有的o’1相等,則y勻場就表現為y梯度。例如,如果o’1=o’3=1,o’2=o’4=-1,則y勻場就表現為常規的yz勻場。例如,如果o’1=o’2=1,o’3=o’4=-1,則y勻場就表現為常規z2勻場與xy勻場線圈的組合。例如,如果o’1=o’4=1,o’3=o’2=-1,則y勻場就主要表現為常規的z梯度。

            下面的表2中列出的是在dsv為45cm的范圍內z勻場線圈的z_1半部分可以產生的球面諧波的實例:

            由有關z勻場線圈的半部分z_1的對稱參數可以得到z勻場線圈的半部分z_2的敏感性。下面的等式(2)是依據球諧系數的磁場z分量的表達式:

            在等式(2)中,是磁場的z分量,r,θ,是觀測點的球面坐標,pnm(cosθ)是勒讓德多項式,cn是帶球諧系數,以及cn,m、sn,m是等軸球諧系數。

            運算時,為了使場非均勻性降到最低,可以使用分開的電源給勻場線圈提供電流。這通過使以下函數降到最小來實現:

            在等式(3)中,符號具有以下定義:

            ·n是使用場攝像機(fieldcamera)的測量點的數量。

            ·nd是基礎(base)勻場線圈的數量。

            ·δb是磁場的測量場值相對于中心場值bo的變化。

            ·bi,n是由在測量點構成的組上、用單位電流驅動的基礎勻場線圈(用字母n標記)產生的磁場的值。這些值表示基礎勻場線圈的敏感性。

            ·in是將要施加到基礎勻場線圈的未知電流。

            ·λ是使要施加的勻場電流的值最小的正則化(regularization)因子。

            與未知電流in有關的函數w的變化確定了解決方案。

            圖6是示出適合補償本公開的mri裝置的示范性過程的流程圖。應該意識到,雖然流程圖中示例的動作每個都可以以示例的順序執行,然而除非另有規定它們可以以示例順序以外的順序執行。本公開的mri系統中或者附近的各種物體可以在成像容積中引入場非均勻性。例如,位于mri裝置臺架上的一些部件能夠引入場非均勻性。成像期間使用的機械(robotic)裝置是場非均勻性的可能來源的實例。在包括磁體、梯度線圈和在磁體外部且鄰近梯度線圈布置的有源電阻勻場線圈組件的磁共振成像(mri)系統中,圖6中所示的示范性方法600適合于補償場非均勻性。該mri系統可以是在此公開的mri系統的任一實施例,并且mri系統的有源電阻勻場線圈組件可以包括可操作的以便由通過多個電源通道提供的電流激勵的勻場線圈。

            示范性方法600的動作602包括運行mri系統以維持磁場。示范性方法600的動作604包括確定mri系統的成像容積中的場非均勻性。基于場均勻性,方法600的動作606和608可以包括確定要提供給有源電阻勻場線圈組件的勻場線圈的電流并將該電流分別施加到勻場線圈。確定電流以便使由該電流供電的勻場線圈可操作以便補償至少一些場非均勻性。動作610可以包括重復動作602中的維持磁場和動作604中的確定場非均勻性,以確定提供給勻場線圈的電流是否允許期望的場非均勻性水平。如果希望附加的補償,則可以分別重復動作606和608中的確定電流以及將該電流施加到勻場線圈的動作以調節要提供給勻場線圈的電流,并且可以再次重復動作602和604以確定得到的場非均勻性。在重復動作602、604、606和608之后,勻場線圈可由電流供電,該電流被調整以補償大部分的場非均勻性。可以用無源勻場的調整來補償剩余的非均勻性。

            應該意識到,方法600可以是迭代方法,如果勻場線圈布置在磁體內部則其執行是繁重且困難的。在這種情況下,不得不隨著每次迭代執行與超導勻場的連接。然而,由于有源電阻勻場線圈組件布置在磁體的外部,因此可以在mri系統的磁體保持關閉時執行方法600。這種優勢不僅允許容易地調節激勵勻場線圈的電流,而且在成像期間當場非均勻性的來源實時移動時還可以協同地允許實時調節到勻場線圈的電流。這種實時調節還允許顯著地改善成像質量和精確度。

            動作602中的維持磁場和動作604中的確定場非均勻性可以用該領域中各種已知的方法來實現。在實施例中,動作602中的維持磁場可以包括用成像容積中布置的物體來維持磁場。該物體可以具有可以已經被預先確定的密度輪廓和參考磁場響應。在這種實施例中,動作604中的確定場非均勻性可以包括測量成像容積中的磁場,并比較測量到的磁場和物體預先確定的參考磁場。在示范性實施例中,處理器可以接收磁場測量結果并使用軟件來比較測量到的磁場和參考磁場以確定場非均勻性。

            在實施例中,動作604中的確定場非均勻性可以包括測量表面上方的磁場并基于在表面上方測量到的磁場數學地確定成像容積中的磁場。例如,可以將“磁攝像機”可拆裝地布置在mri系統中。磁攝像機可以包括測量磁攝像機的表面上方磁場的傳感器。從磁攝像機的傳感器收集的數據可以用于數學地確定成像容積中的磁場。在實施例中,處理器可以接收來自磁攝像機的數據,并基于磁攝像機表面上方的磁場使用軟件確定成像容積中的磁場。

            基于本公開描述的原理,下面提供了用于補償各種場非均勻性的系統和方法的示范性實施例。

            實例1:補償第一臺架引起的非均勻性

            在實施例中,在本公開的mri系統中的臺架上可以有18個“環”。在旋轉期間這些“環”支撐并引導臺架。這些“環”可以用鐵磁材料制造。進行測量以便測定成像容積中的場非均勻性如何隨著臺架旋轉而變化。場攝像機(例如,24個平面,24個角,dsv為45cm)用于獲得跨越360°的29個旋轉臺架位置的場圖(fieldmap)。在圖7中該結果被示出為實線。該圖示出了在臺架旋轉期間峰到峰(peak-to-peak)測量到的非均勻性變化了20.5ppm,平均值為43.95ppm。

            使用自由度為10的勻場線圈將上面關于等式(3)討論的補償過程應用于在那些測量期間獲得的數據。在圖7中示出了該結果。圖7中的模擬數據的變化范圍等于3.92ppm,平均值為20.90ppm。作為實例,表3列出了非均勻性約為55ppm的測量結果#15和#16需要的電流。

            另外,使用自由度為6的勻場線圈將上面關于等式(3)討論的補償過程應用于在那些測量期間獲得的數據。該六個自由度可以通過根據圖5b-5d示出的任一實施例設置x勻場線圈、y勻場線圈和z勻場線圈來提供。該結果示于圖8中。現在圖8中的模擬數據的變化范圍等于3.26ppm,平均值為23.45ppm。作為實例,表4列出了非均勻性約為55ppm的測量結果#15和#16需要的電流。

            實例2:補償第二臺架引起的非均勻性

            該實例中的“環”由不銹鋼、鎢和制成。進行測量以便測定成像容積中的場非均勻性如何隨著臺架旋轉而變化。場攝像機(例如,24個平面,24個角,dsv為45cm)用于獲得跨越360°的29個旋轉臺架位置的場圖。該結果(實線)示于圖9中,該圖示出了在臺架旋轉期間峰到峰測量到的非均勻性變化了2.67ppm,平均值為45.49ppm。

            使用自由度為10的勻場線圈將上面關于等式(3)討論的補償過程應用于在那些測量期間獲得的數據。模擬數據的結果(虛線)示于圖9中。圖9中的變化范圍等于0.82ppm,平均值為18.50ppm。作為實例,表5列出了非均勻性約為45ppm的測量結果#15和#16需要的電流。

            使用自由度為6的勻場線圈的將上面關于等式(3)討論的補償過程應用于在那些測量期間獲得的數據。該六個自由度可以通過根據圖5b-5d示出的任一實施例設置x勻場線圈、y勻場線圈和z勻場線圈來提供。模擬數據的結果(虛線)示于圖10中。圖10中模擬數據的變化范圍等于2.35ppm,平均值為24.50ppm。作為實例,表6列出了非均勻性約為45ppm的測量結果#15和#16需要的電流。

            實例3:補償由病人檢查臺運動引起的非均勻性

            例如,圖1中病人檢查臺108的位置可以包括一些諸如電機的磁性材料,從而可能影響場非均勻性。有源補償能夠針對病人檢查臺位置進行修正。viewray系統中的病人檢查臺包括具有磁性元件的部件。該病人檢查臺能夠左右、上下和軸向移動。在軸向運動期間磁性部件不和病人檢查臺一起移動。在前兩種情況下(左右、上下),磁性部件和病人檢查臺一起移動。在這些情況下,病人檢查臺的運動將會影響場非均勻性。進行了五個測量以研究病人檢查臺的運動如何影響場非均勻性。它們是:

            1.病人檢查臺處于缺省位置

            2.病人檢查臺處于底部位置(缺省位置下面的100mm)

            3.病人檢查臺處于頂部位置(缺省位置上面的100mm)

            4.病人檢查臺處于左邊位置(距缺省位置的左邊70mm)

            5.病人檢查臺處于右邊位置(距缺省位置的右邊70mm)

            圖11示出了測量結果(實線)。

            使用自由度為10的勻場線圈將上面關于等式(3)討論的補償過程應用于這些數據。模擬數據的結果在圖11中示出為虛線。峰到峰非均勻性測量數據的變化范圍是2.73ppm,且平均值為24.20ppm。有源補償模擬之后,峰到峰非均勻性的變化范圍為0.71ppm,且平均值為23.80ppm。

            實例4:補償集成系統的非均勻性

            采用全集成viewray系統作為試驗點。臺架包括由鋼鐵制成的緩沖器。dsv為45cm上的峰到峰非均勻性被測量為98.49ppm。該主要貢獻來源于z2諧波。這種行為可以由負載臺架的對稱性引起。表7中列出了一些諧波。

            該數據表明有強的z2諧波存在,其與表7一致。使用自由度為10的勻場線圈將上面關于等式(3)討論的補償過程應用于這些數據。補償之后,場非均勻性被減小到22.4ppm。下面的表8和表9分別列出了在有源補償之前和之后的區域諧波和等軸諧波(zonalandtesseralharmonics)的比較。表8和表9表明有源勻場線圈所做的工作是將線性諧波和二次諧波幾乎抵消為零。諧波z4改變了符號。剩余的諧波沒有顯著地改變。

            表10列出了勻場線圈中需要的電流。

            linac-mm系統的有源補償

            在公開號為no.2011/0012593的美國專利申請中描述了linac-mm系統,在此通過引用將其并入本文。可以更改這種linac-mm系統以便包括本公開所述的勻場線圈組件208。在示范性的linac-mm系統中,linac引起的dsv在45cm上的場非均勻性等于914.67ppm。球面諧波主要是如表11所列出的z2、z4、x和y。

            在用本公開的勻場線圈組件施加有源補償之后,dsv在45cm上的場非均勻性減小到29.88ppm,并且對應的球面諧波列于表12中。

            對應的補償電流列于表13中。

            在該實例中,使用有源勻場線圈來補償非均勻性。另一方法是應用梯度偏移量來抵消線性項x和y。梯度偏移量的應用還引入了作為梯度線圈的內部特性的高階摻雜。在這種情況下,在dsv45cm上場非均勻性等于366.50ppm。有源補償之后,場非均勻性被減小到24.9ppm。

            對應的補償電流列于表14中。在這種情況下,z勻場中的電流保持約與表13中的一樣,并且x和y勻場的電流比表13中的那些電流減小約三倍。

            雖然上面描述了根據該公開原理的各種實施例,但應該理解它們僅以實例的方式提出,而不是限制性的。因此,該發明的廣度和范圍將不被任一上述示范性實施例所限制,而是僅被根據該公開發布的權利要求和其等同物限定。另外,上述優勢無意于將任何發布的權利要求的應用限制未實現任一或全部優勢的過程和結構的。

            此外,章節標題不應該限制或者表征可能由該公開發布的任意權利要求中闡述的發明。具體地,例如,雖然標題指的是“技術領域”,然而這種主張將不被描述所謂技術領域的標題下所選擇的語言所限制。進一步,“背景技術”中技術的描述不應該被解釋為承認該技術是該公開中任一發明的已有技術。“發明內容”也不被認為是在發布的權利要求中所闡述的發明的特征。另外,對的該公開的任何通常的引用或者單數形式單詞“發明”的使用不意指為對下面闡述的權利要求范圍的任何限制。根據該公開發布的多個權利要求的限制可以描述多個發明,因此這些權利要求限定了在此被保護的該發明和其等同物。

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