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MRI裝置的有源電阻補償?shù)闹谱鞣椒?

文檔序號:12303946閱讀:347來源:國知局
MRI裝置的有源電阻補償?shù)闹谱鞣椒? /><br/><p>本申請是申請?zhí)枮?01280069285.3、申請日為2012年12月11日、發(fā)明名稱為“mri裝置的有源電阻補償”的pct國際發(fā)明專利申請的分案申請。</p><p>相關(guān)申請的交叉引用</p><p>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(yōu)先權(quán),在此通過引用將其全部公開并入本文中。</p><p>本申請涉及用于磁共振成像(“mri”)的系統(tǒng)和方法,尤其涉及mri系統(tǒng)的有源補償。</p><p><br/><br/><b>背景技術(shù):</b><br/></p><p>磁共振成像,或者核磁共振成像是在放射學(xué)中最常用的使身體的內(nèi)部結(jié)構(gòu)和功能可見的醫(yī)學(xué)成像技術(shù)。例如,e.markhaacke等人的磁共振成像:特性原理及序列設(shè)計(magneticresonanceimaging:physicalprinciplesandsequencedesign)(wiley-liss,1999)描述了mri方法和技術(shù),在此通過引用將其并入本文。本公開涉及磁共振技術(shù)。發(fā)現(xiàn)了與醫(yī)學(xué)磁共振成像結(jié)合的特定應(yīng)用并將以此為特定的參考進行描述。然而,應(yīng)該意識到,本公開還發(fā)現(xiàn)了結(jié)合其它類型磁共振成像系統(tǒng)、磁共振光譜學(xué)系統(tǒng)等的應(yīng)用。</p><p><br/><br/><b>技術(shù)實現(xiàn)要素:</b><br/></p><p>磁共振成像(mri)系統(tǒng)的示范性實施例包括第一磁體,在第一磁體和mri系統(tǒng)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。</p><p>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(guān)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(guān)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(guān)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(guān)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(guān)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。</p><p>磁共振成像(mri)系統(tǒng)的另一示范性實施例包括磁體,在該磁體和mri系統(tǒng)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(guān)于mri系統(tǒng)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(guān)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(guān)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(guān)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(guān)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。</p><p>進一步公開了補償磁共振成像(mri)系統(tǒng)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(tǒng)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(fù)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。</p><p>附圖說明</p><p>結(jié)合附圖描述了該公開的各種特征、方面和實施例,其中:</p><p>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(qū)域設(shè)置有儀器的水平開放式mri系統(tǒng)的透視圖;</p><p>圖2a示出了圖1所示的系統(tǒng)的實施例的簡化截面圖;</p><p>圖2b示出了根據(jù)本公開的mri系統(tǒng)的實施例的簡化截面圖;</p><p>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;</p><p>圖4示出了圖1所示的系統(tǒng)的實施例的簡化圖的透視圖;</p><p>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;</p><p>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;</p><p>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;</p><p>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;</p><p>圖6是示出在根據(jù)本公開的mri系統(tǒng)中用于補償場非均勻性的方法的示意流程圖;</p><p>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。</p><p>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。</p><p>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。</p><p>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。</p><p>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。</p><p>具體實施方式</p><p>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(chǎn)生這些線性磁場梯度。水平圓筒狀mri系統(tǒng)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(tǒng)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(jié)合mri系統(tǒng)和開放式mri系統(tǒng)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(shù)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(tǒng)的缺口區(qū)域中放置此類儀器。</p><p>mri圖像的質(zhì)量會受到成像容積內(nèi)的主磁場的場非均勻性的不利影響。在一些mri系統(tǒng)中,諸如連續(xù)的圓筒狀或者垂直豁開(gapped)的系統(tǒng),將超導(dǎo)勻場線圈安置在主磁場的內(nèi)部并使其用于降低因磁體缺陷而產(chǎn)生的場非均勻性。對于連續(xù)的圓筒狀磁體(非豁開磁體),超導(dǎo)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(xù)地跨越mri系統(tǒng)的中心軸平面的更高階的勻場線圈。在有源超導(dǎo)勻場過程期間每次對這些勻場線圈中的一個激勵。</p><p>在施加超導(dǎo)勻場之后還可以使用無源勻場技術(shù)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(nèi)部或者主磁體的內(nèi)孔表面上??赡苄枰舾纱沃貜?fù)組合有源超導(dǎo)勻場和無源勻場,以獲得期望的非均勻性水平。</p><p>然而,由于主磁體內(nèi)部的超導(dǎo)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(dǎo)勻場線圈激勵,則電源通道將會被關(guān)閉。同樣,連續(xù)改變每個勻場線圈是不可能的。如果希望調(diào)整超導(dǎo)勻場線圈的電流,則不得不開放對主磁體中的勻場開關(guān)的接近以達到超導(dǎo)勻場線圈的接近。</p><p>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(tǒng)中與有源勻場線圈結(jié)構(gòu)相關(guān)的一個缺點是每個勻場線圈的所有部分都是串聯(lián)的并且由同一電源通道控制。勻場線圈各部分的串聯(lián)連接限制了補償非均勻性的自由度。</p><p>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(tǒng)。本公開的有源電阻勻場線圈組件不同于常規(guī)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(jié)構(gòu)允許在激勵有源電阻勻場線圈時實現(xiàn)各種附加的自由度,并允許產(chǎn)生能更有效補償非均勻性的諧波。</p><p>與常規(guī)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(tǒng)的結(jié)構(gòu),該mri系統(tǒng)包括在兩個水平mri磁體半部分之間的缺口。在常規(guī)的水平系統(tǒng)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(guān)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(tǒng)是不可能的。在示范性實施例中,為了在開放式mri系統(tǒng)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(jīng)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(yīng)的電流,能夠產(chǎn)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。</p><p>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(tǒng),該水平開放式mri系統(tǒng)與被在其缺口內(nèi)部操作的附加的醫(yī)療儀器一起使用。圖1描述了具有缺口區(qū)域102的水平開放式mri系統(tǒng)100的這種布置。儀器104安裝在臺架110上的缺口區(qū)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)。</p><p>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(tǒng)(systemfordeliveringconformalradiationtherapywhilesimultaneouslyimagingsofttissue)”的美國專利申請公開2005/0197564(下文“dempsey‘564”)中部分描述的當(dāng)前申請的受讓人viewray公司的系統(tǒng)的元件,通過應(yīng)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(guān)的多葉準(zhǔn)直器(mlc),結(jié)合快速成像水平開放式mri系統(tǒng),其允許在處理期間解決目標(biāo)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(guān)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(zhuǎn)的三個輻射頭組件(圖1中未示出)。雖然關(guān)于dempsey‘564公開的viewray系統(tǒng)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(yù)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(guān)儀器104的任意類型的mri系統(tǒng)中。另外,對于使用儀器104的系統(tǒng),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(tǒng)一起使用的任意類型的儀器。</p><p>圖2a是圖1所示系統(tǒng)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(tǒng)100。應(yīng)該意識到,對于有關(guān)無缺口mri系統(tǒng)的實施例,根據(jù)本公開的原理可以將該mri系統(tǒng)100設(shè)計為僅包括一個主磁體200。該mri系統(tǒng)用于對病人診察臺108上方的感興趣區(qū)域202進行成像。mri系統(tǒng)100包括未示出的附加常規(guī)組件,例如,包括射頻(rf)線圈的rf系統(tǒng)。圖中和貫穿該公開使用的坐標(biāo)系統(tǒng)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(tǒng)100的一邊到另一邊;y軸垂直于z軸延伸并從mri系統(tǒng)100的底部到頂部。</p><p>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(tǒng)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。</p><p>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。</p><p>應(yīng)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(cè)。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(nèi)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(nèi)部。mri系統(tǒng)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(tǒng)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(tǒng)100。在mri系統(tǒng)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(tǒng)150中包括專用的冷卻裝置210。</p><p>應(yīng)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(yōu)化經(jīng)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(guān)閉電源通道。這樣,可以實現(xiàn)使每個有源勻場線圈的電流的簡單且持續(xù)的變化。</p><p>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(yīng)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(jù)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。</p><p>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(jīng)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(chǎn)生zo、z2、xz、yz、xy和x2-y2勻場線圈的諧波,以及更高階的勻場。</p><p>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(shù)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(guān)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(tǒng)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(tǒng)中,中心平面400位于磁體200之間的缺口102內(nèi)部的中心。轉(zhuǎn)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(guān)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(guān)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。</p><p>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(dǎo)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(dǎo)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(lián)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(lián)連接到第二電源通道506??梢灶愃频卦O(shè)置y勻場線圈以使其包括串聯(lián)連接到第一電源通道505的第一和第二象限504a、504b和串聯(lián)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(lián)連接第一和第二象限504a、504b和串聯(lián)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。</p><p>x勻場線圈、y勻場線圈和z勻場線圈的上述結(jié)構(gòu)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?shù)?0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(lián)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(lián)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(lián)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(lián)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(jié)構(gòu)允許用于有源補償?shù)牧鶄€自由度。</p><p>在另一示范性實施例中,mri系統(tǒng)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(guān)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(zhuǎn)90度的兩個半部分。xy電阻勻場線圈可以包括8個象限:關(guān)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(guān)于中心平面400對稱地布置且從yz勻場線圈旋轉(zhuǎn)90度的兩組四個象限。</p><p>與上述示范性的開放式mri系統(tǒng)的勻場線圈類似,mri系統(tǒng)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。</p><p>在mri系統(tǒng)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(chǎn)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(nèi)y勻場線圈的y1象限可以產(chǎn)生的球面諧波的實例。</p><p><imgfile=

由有關(guān)有源y勻場的y1象限的對稱參數(shù)(argument)可以得到y(tǒng)勻場線圈的y_2、y_3、y_4象限的敏感性。相應(yīng)地,由有關(guān)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(quán)重因數(shù)。如果所有的o’1相等,則y勻場就表現(xiàn)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(xiàn)為常規(guī)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(xiàn)為常規(guī)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(xiàn)為常規(guī)的z梯度。

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

由有關(guān)z勻場線圈的半部分z_1的對稱參數(shù)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(jù)球諧系數(shù)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(biāo),pnm(cosθ)是勒讓德多項式,cn是帶球諧系數(shù),以及cn,m、sn,m是等軸球諧系數(shù)。

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(shù)降到最小來實現(xiàn):

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(shù)量。

·nd是基礎(chǔ)(base)勻場線圈的數(shù)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(gòu)成的組上、用單位電流驅(qū)動的基礎(chǔ)勻場線圈(用字母n標(biāo)記)產(chǎn)生的磁場的值。這些值表示基礎(chǔ)勻場線圈的敏感性。

·in是將要施加到基礎(chǔ)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(guān)的函數(shù)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(yīng)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(zhí)行,然而除非另有規(guī)定它們可以以示例順序以外的順序執(zhí)行。本公開的mri系統(tǒng)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(tǒng)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(tǒng)可以是在此公開的mri系統(tǒng)的任一實施例,并且mri系統(tǒng)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(tǒng)以維持磁場。示范性方法600的動作604包括確定mri系統(tǒng)的成像容積中的場非均勻性?;趫鼍鶆蛐裕椒?00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(fù)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(fù)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(diào)節(jié)要提供給勻場線圈的電流,并且可以再次重復(fù)動作602和604以確定得到的場非均勻性。在重復(fù)動作602、604、606和608之后,勻場線圈可由電流供電,該電流被調(diào)整以補償大部分的場非均勻性。可以用無源勻場的調(diào)整來補償剩余的非均勻性。

應(yīng)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(nèi)部則其執(zhí)行是繁重且困難的。在這種情況下,不得不隨著每次迭代執(zhí)行與超導(dǎo)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(tǒng)的磁體保持關(guān)閉時執(zhí)行方法600。這種優(yōu)勢不僅允許容易地調(diào)節(jié)激勵勻場線圈的電流,而且在成像期間當(dāng)場非均勻性的來源實時移動時還可以協(xié)同地允許實時調(diào)節(jié)到勻場線圈的電流。這種實時調(diào)節(jié)還允許顯著地改善成像質(zhì)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(lǐng)域中各種已知的方法來實現(xiàn)。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(jīng)被預(yù)先確定的密度輪廓和參考磁場響應(yīng)。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(yù)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(jié)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(shù)學(xué)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(tǒng)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(shù)據(jù)可以用于數(shù)學(xué)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(shù)據(jù),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(tǒng)和方法的示范性實施例。

實例1:補償?shù)谝慌_架引起的非均勻性

在實施例中,在本公開的mri系統(tǒng)中的臺架上可以有18個“環(huán)”。在旋轉(zhuǎn)期間這些“環(huán)”支撐并引導(dǎo)臺架。這些“環(huán)”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(zhuǎn)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(zhuǎn)臺架位置的場圖(fieldmap)。在圖7中該結(jié)果被示出為實線。該圖示出了在臺架旋轉(zhuǎn)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(guān)于等式(3)討論的補償過程應(yīng)用于在那些測量期間獲得的數(shù)據(jù)。在圖7中示出了該結(jié)果。圖7中的模擬數(shù)據(jù)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(jié)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(guān)于等式(3)討論的補償過程應(yīng)用于在那些測量期間獲得的數(shù)據(jù)。該六個自由度可以通過根據(jù)圖5b-5d示出的任一實施例設(shè)置x勻場線圈、y勻場線圈和z勻場線圈來提供。該結(jié)果示于圖8中?,F(xiàn)在圖8中的模擬數(shù)據(jù)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(jié)果#15和#16需要的電流。

實例2:補償?shù)诙_架引起的非均勻性

該實例中的“環(huán)”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(zhuǎn)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(zhuǎn)臺架位置的場圖。該結(jié)果(實線)示于圖9中,該圖示出了在臺架旋轉(zhuǎn)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(guān)于等式(3)討論的補償過程應(yīng)用于在那些測量期間獲得的數(shù)據(jù)。模擬數(shù)據(jù)的結(jié)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(jié)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(guān)于等式(3)討論的補償過程應(yīng)用于在那些測量期間獲得的數(shù)據(jù)。該六個自由度可以通過根據(jù)圖5b-5d示出的任一實施例設(shè)置x勻場線圈、y勻場線圈和z勻場線圈來提供。模擬數(shù)據(jù)的結(jié)果(虛線)示于圖10中。圖10中模擬數(shù)據(jù)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(jié)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(tǒng)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(jié)果(實線)。

使用自由度為10的勻場線圈將上面關(guān)于等式(3)討論的補償過程應(yīng)用于這些數(shù)據(jù)。模擬數(shù)據(jù)的結(jié)果在圖11中示出為虛線。峰到峰非均勻性測量數(shù)據(jù)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(tǒng)的非均勻性

采用全集成viewray系統(tǒng)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(fù)載臺架的對稱性引起。表7中列出了一些諧波。

該數(shù)據(jù)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(guān)于等式(3)討論的補償過程應(yīng)用于這些數(shù)據(jù)。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(qū)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(tǒng)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(tǒng),在此通過引用將其并入本文??梢愿倪@種linac-mm系統(tǒng)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(tǒng)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(yīng)的球面諧波列于表12中。

對應(yīng)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(yīng)用梯度偏移量來抵消線性項x和y。梯度偏移量的應(yīng)用還引入了作為梯度線圈的內(nèi)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(yīng)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(jù)該公開原理的各種實施例,但應(yīng)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(fā)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(jù)該公開發(fā)布的權(quán)利要求和其等同物限定。另外,上述優(yōu)勢無意于將任何發(fā)布的權(quán)利要求的應(yīng)用限制未實現(xiàn)任一或全部優(yōu)勢的過程和結(jié)構(gòu)的。

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

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