MRI装置的有源电阻补偿的制作方法

本申请是申请号为201280069285.3、申请日为2012年12月11日、发明名称为“mri装置的有源电阻补偿”的pct国际发明专利申请的分案申请。

相关申请的交叉引用

本pct申请要求2011年12月13日提交的、名称为“mri装置的有源电阻补偿(resistiveshimming)”的、申请序列号为no.13/324,850的美国专利申请的优先权，在此通过引用将其全部公开并入本文中。

本申请涉及用于磁共振成像(“mri”)的系统和方法，尤其涉及mri系统的有源补偿。

背景技术：

磁共振成像，或者核磁共振成像是在放射学中最常用的使身体的内部结构和功能可见的医学成像技术。例如，e.markhaacke等人的磁共振成像：特性原理及序列设计(magneticresonanceimaging:physicalprinciplesandsequencedesign)(wiley-liss，1999)描述了mri方法和技术，在此通过引用将其并入本文。本公开涉及磁共振技术。发现了与医学磁共振成像结合的特定应用并将以此为特定的参考进行描述。然而，应该意识到，本公开还发现了结合其它类型磁共振成像系统、磁共振光谱学系统等的应用。

技术实现要素：

磁共振成像(mri)系统的示范性实施例包括第一磁体，在第一磁体和mri系统的纵轴之间布置的第一梯度线圈，和在第一磁体的外部且邻近第一梯度线圈布置的有源电阻匀场线圈组件。该有源电阻匀场线圈组件包括多个匀场线圈，且该多个匀场线圈每个都连接到多个电源通道，并且可操作以便由通过多个电源通道的分开的电流激励。

有源电阻匀场线圈组件的示范性实施例包括包含四个象限(quadrant)的有源x匀场线圈，其中x匀场线圈的四个象限的第一对关于中心平面对称地布置中心平面，并且x匀场线圈的四个象限的第二对也关于中心平面对称地布置中心平面。有源电阻匀场线圈组件可以进一步包括包含四个象限的有源y匀场线圈，其中y匀场线圈的四个象限的第一对关于中心平面对称地布置中心平面，并且y匀场线圈的四个象限的第二对也关于中心平面对称地布置中心平面。有源电阻匀场线圈组件可以进一步包括有源z匀场线圈，有源z匀场线圈包含关于中心平面对称布置的一对半部分(half)的中心平面。在实施例中，有源x匀场线圈、有源y匀场线圈和有源z匀场线圈每个都可操作以便由通过多个电源通道的分开的电流激励，并且有源匀场线圈组件不包括二阶或者更高阶的匀场线圈。

磁共振成像(mri)系统的另一示范性实施例包括磁体，在该磁体和mri系统的纵轴之间布置的梯度线圈，和在该磁体外部且邻近梯度线圈布置的有源电阻匀场线圈组件。该有源电阻匀场线圈组件包括多个匀场线圈，并且该多个匀场线圈包括：1)包含四个象限的有源x匀场线圈，其中有源x匀场线圈的四个象限的第一对关于mri系统的中心平面对称地布置，并且x匀场线圈的四个象限的第二对也关于该中心平面对称地布置；2)包含四个象限的有源y匀场线圈，其中y匀场线圈的四个象限的第一对关于该中心平面对称地布置，并且y匀场线圈的四个象限的第二对也关于该中心平面对称地布置；和3)有源z匀场线圈，有源z匀场线圈包含关于中心平面对称布置的一对半部分(half)中心平面。有源x匀场线圈、有源y匀场线圈和有源z匀场线圈每个都可操作以便由通过多个电源通道的分开的电流激励，并且有源电阻匀场线圈组件不包括二阶或者更高阶的匀场线圈。

进一步公开了补偿磁共振成像(mri)系统中的场非均匀性(fieldinhomogeneity)的方法的示范性实施例，该磁共振成像系统包含磁体、梯度线圈和在该磁体的外部且邻近该梯度线圈布置的有源电阻匀场线圈组件，该有源电阻匀场线圈组件包括匀场线圈，该匀场线圈可操作以便由通过多个电源通道提供的电流激励。该公开的示范性方法包括保持磁场，确定成像容积中的场非均匀性，确定要提供给有源电阻匀场线圈组件的匀场线圈的电流，将该电流施加于匀场线圈上，其中由该电流激励的匀场线圈可操作以便补偿(shimout)场非均匀性的至少一些，和重复保持磁场并且在确定电流并施加电流之后至少确定场非均匀性一次。

附图说明

结合附图描述了该公开的各种特征、方面和实施例，其中：

图1示出了可以与本公开的一些实施例一起使用的在其中心缺口区域设置有仪器的水平开放式mri系统的透视图；

图2a示出了图1所示的系统的实施例的简化截面图；

图2b示出了根据本公开的mri系统的实施例的简化截面图；

图3a-3c示出了本公开的x匀场线圈、y匀场线圈和z匀场线圈的一些实施例的示范性电流模式；

图4示出了图1所示的系统的实施例的简化图的透视图；

图5a示出了用于x匀场线圈或者y匀场线圈的多个象限的第一电源连接方案；

图5b示出了用于x匀场线圈或者y匀场线圈的多个象限的第二电源连接方案；

图5c示出了用于x匀场线圈或者y匀场线圈的多个象限的第三电源连接方案；

图5d示出了用于x匀场线圈或者y匀场线圈的多个象限的第四电源连接方案；

图6是示出在根据本公开的mri系统中用于补偿场非均匀性的方法的示意流程图；

图7示出了在使用自由度为10的有源匀场线圈进行有源补偿之前和之后的第一示范性实施例中峰到峰非均匀性相对台架位置的比较。

图8示出了在使用自由度为6的有源匀场线圈进行有源补偿之前和之后的第一示范性实施例中峰到峰非均匀性相对台架位置的比较。

图9示出了在使用自由度为10的有源匀场线圈进行有源补偿之前和之后的第二示范性实施例中峰到峰非均匀性相对台架位置的比较。

图10示出了在使用自由度为6的有源匀场线圈有源补偿之前和之后的第二示范性实施例中峰到峰非均匀性相对台架位置的比较。

图11示出了在进行有源补偿之前和之后的第三示范性实施例中的场非均匀性的比较。

具体实施方式

在磁共振成像中，线性磁场梯度用于空间编码。使用梯度线圈来产生这些线性磁场梯度。水平圆筒状mri系统具有跨越该装置长度的水平圆筒状梯度线圈组件。开放式水平mri系统在中心具有缺口的分裂开的(split)主磁体，并且其还可以具有分裂开的梯度线圈。最近以来，希望包括结合mri系统和开放式mri系统的各种治疗和成像模式，如放射治疗装置、活检针、消融装置、外科手术装置、超声波、pet、spect、ct、linac以及其它等等。例如，希望在开放式mri系统的缺口区域中放置此类仪器。

mri图像的质量会受到成像容积内的主磁场的场非均匀性的不利影响。在一些mri系统中，诸如连续的圆筒状或者垂直豁开(gapped)的系统，将超导匀场线圈安置在主磁场的内部并使其用于降低因磁体缺陷而产生的场非均匀性。对于连续的圆筒状磁体(非豁开磁体)，超导匀场可以包括诸如x匀场线圈、y匀场线圈及z匀场线圈的一阶匀场线圈，和连续地跨越mri系统的中心轴平面的更高阶的匀场线圈。在有源超导匀场过程期间每次对这些匀场线圈中的一个激励。

在施加超导匀场之后还可以使用无源匀场技术以在某种程度上补偿剩余的非均匀性。该无源匀场，其通常包括铁磁金属条，被安置在梯度线圈的内部或者主磁体的内孔表面上。可能需要若干次重复组合有源超导匀场和无源匀场，以获得期望的非均匀性水平。

然而，由于主磁体内部的超导匀场线圈的位置防止进一步接近(accessto)匀场线圈，一旦通过电流为超导匀场线圈激励，则电源通道将会被关闭。同样，连续改变每个匀场线圈是不可能的。如果希望调整超导匀场线圈的电流，则不得不开放对主磁体中的匀场开关的接近以达到超导匀场线圈的接近。

有源电阻匀场线圈可以用于补偿病人引起的非均匀性。这些匀场线圈可以包括零阶、一阶和诸如zo、z2、xz、yz、xy和x2-y2类型的二阶匀场线圈，或者甚至更高阶的匀场线圈。这些匀场线圈可以是在golay的美国专利no.3,569,823中描述的golay型线圈，在此通过引用将该专利并入本文，或者可以是分布式线圈。上述系统中与有源匀场线圈结构相关的一个缺点是每个匀场线圈的所有部分都是串联的并且由同一电源通道控制。匀场线圈各部分的串联连接限制了补偿非均匀性的自由度。

本公开的有源电阻匀场线圈组件可以用于任意类型的mri系统。本公开的有源电阻匀场线圈组件不同于常规有源匀场线圈的一方面在于，本有源电阻匀场线圈组件的每个匀场线圈都可以连接到多个电源通道并由多个电源通道控制。这种结构允许在激励有源电阻匀场线圈时实现各种附加的自由度，并允许产生能更有效补偿非均匀性的谐波。

与常规的有源匀场线圈不同，本公开的有源电阻匀场线圈组件的另一方面可以包括，用于容纳分裂式的螺线管水平“开放式”mri系统的结构，该mri系统包括在两个水平mri磁体半部分之间的缺口。在常规的水平系统中，通常有五种匀场线圈：zo、z2、xz、yz、xy和x2-y2。在这种情况下，该xz和yz匀场线圈关于中心平面对称地布置中心平面并越过中心平面延伸，这对于分裂式系统是不可能的。在示范性实施例中，为了在开放式mri系统中容纳缺口，本公开的有源匀场线圈组件可以仅具有分裂式的x型、y型及z型有源匀场线圈，而不是二阶或者更高阶的匀场线圈。经由多个电源通道给x型、y型及z型有源匀场线圈提供对应的电流，能够产生所有zo、z2、xz、yz、xy和x2-y2匀场线圈的谐波以及更高阶的匀场。

在此公开的匀场线圈组件还进一步很好地适合用于水平开放式mri系统，该水平开放式mri系统与被在其缺口内部操作的附加的医疗仪器一起使用。图1描述了具有缺口区域102的水平开放式mri系统100的这种布置。仪器104安装在台架110上的缺口区域102中。还描述了病人106和病人诊察台(couch)108。在一些实施例中，台架110可以用于在病人106附近重新定位仪器104(即，在图1所示的z轴周围)。

图1的实施例可以包括dempsey的、名称为“在成像软组织的同时提供共形放射治疗的系统(systemfordeliveringconformalradiationtherapywhilesimultaneouslyimagingsofttissue)”的美国专利申请公开2005/0197564(下文“dempsey‘564”)中部分描述的当前申请的受让人viewray公司的系统的元件，通过应用将该公开并入本文。例如，仪器104可以包括放射治疗装置和相关的多叶准直器(mlc)，结合快速成像水平开放式mri系统，其允许在处理期间解决目标位置的改良的放射治疗，如dempsey‘564所述的。虽然仅单一组件被示出为图1中的仪器104，但一些实施例可以包括与仪器104相关的多个组件。例如，一些实施例可以包括在缺口102中安装、分布在z轴周围且能围绕台架110上的z轴旋转的三个辐射头组件(图1中未示出)。虽然关于dempsey‘564公开的viewray系统描述了在此公开的实施例的一些方面，但这些方面不需要于该公开的匀场线圈组件一起使用。可以预期，在此公开的匀场线圈组件可以用于使用或者不使用相关仪器104的任意类型的mri系统中。另外，对于使用仪器104的系统，这种仪器不限制于放射治疗装置如辐射源或者linac，而是可以包括与mri系统一起使用的任意类型的仪器。

图2a是图1所示系统的示意性截面。图2a的实施例描述了包括被缺口102分开的一对主磁体200的水平开放式mri系统100。应该意识到，对于有关无缺口mri系统的实施例，根据本公开的原理可以将该mri系统100设计为仅包括一个主磁体200。该mri系统用于对病人诊察台108上方的感兴趣区域202进行成像。mri系统100包括未示出的附加常规组件，例如，包括射频(rf)线圈的rf系统。图中和贯穿该公开使用的坐标系统将穿过mri孔的纵轴称为z轴。x轴垂直于z轴延伸并从mri系统100的一边到另一边；y轴垂直于z轴延伸并从mri系统100的底部到顶部。

图2a还描述了布置在磁体200和穿过mri孔(z轴)的纵轴206之间的第一梯度线圈204。mri系统100包括在磁体200的外部布置的且邻近第一梯度线圈204的有源电阻匀场线圈组件208。该有源匀场线圈组件208可以包括每个都被连接到至少一个放大器220中的多个电源通道(未示出)的多个匀场线圈。该多个匀场线圈每个都可操作以便由通过至少一个放大器220中的多个电源通道提供的分开的电流激励。

在实施例中，可以在包括其它梯度线圈和/或如美国专利申请no.12/951,976中所述的屏蔽线圈的梯度线圈组件207中布置第一梯度线圈204，该申请由本申请人共同拥有并且通过引用并入本文。

应该意识到，磁体200外部的有源电阻匀场线圈组件208的位置可改变。有源电阻匀场线圈组件208可以在径向方向上布置在第一梯度线圈204的任何一侧。在实施例中，有源电阻匀场线圈组件208可以布置在磁体200和第一梯度线圈204之间。在另一实施例中，有源电阻匀场线圈组件208可以布置在第一梯度线圈204和纵轴206之间。有源电阻匀场线圈组件208可以布置在梯度线圈组件207的内部或者外部。在图2a所示的示范性实施例中，有源电阻匀场线圈组件208布置在梯度线圈组件207的内部。mri系统100的冷却装置209可以为有源电阻匀场线圈组件208和第一梯度线圈204两者提供冷却。图2b示出的是mri系统150，其除有源电阻匀场线圈组件208的位置以外基本类似于mri系统100。在mri系统150中，有源电阻匀场线圈组件208布置在梯度线圈组件207的外部。有源电阻匀场线圈组件208布置在磁体200和梯度线圈组件207之间。在该实施例中，为了冷却有源电阻匀场线圈组件208，可以在mri系统150中包括专用的冷却装置210。

应该意识到，通过在磁体200的外部布置有源电阻匀场线圈组件208，可以最优化经由多个电源通道给有源电阻匀场线圈组件208的每个匀场线圈提供电流的有益效果。有源电阻匀场线圈组件的这种位置不需要在为有源电阻匀场线圈组件208的匀场线圈功能之后关闭电源通道。这样，可以实现使每个有源匀场线圈的电流的简单且持续的变化。

在实施例中，本公开的有源电阻匀场线圈组件208可以包括有源电阻匀场线圈的各种组合，如有源x匀场型线圈(下文中“x匀场线圈”)、有源y匀场型线圈(下文中“y匀场线圈”)和有源z匀场型线圈(下文中“z匀场线圈”)。在示范性实施例中，x匀场线圈、y匀场线圈和z匀场线圈可以是golay型线圈。在另一实施例中，这些线圈可以是分布式线圈。在实施例中，有源电阻匀场线圈组件208可以进一步包括零阶匀场线圈。应该意识到，有源电阻匀场线圈组件208中的有源匀场线圈的选择和布置可以根据成像容积中的磁场的期望的非均匀性和期望的自由度来改变。

在实施例中，有源匀场线圈组件208可以包括x型、y型和z型有源匀场线圈而不包括二阶或者更高阶匀场线圈。通过经由多个电源通道给这些x型、y型和z型有源匀场线圈提供电流，能够产生zo、z2、xz、yz、xy和x2-y2匀场线圈的谐波，以及更高阶的匀场。

适合包含在有源电阻匀场线圈组件208中的有源电阻匀场线圈可以包括允许各种自由度的各种电流模式和与不同电源通道的各种连接数量。参考图3a，在示范性实施例中，x匀场线圈的电流模式可以被配置为包括至少四个象限。在实施例中，x匀场线圈可以包括关于图4所示的中心平面400对称地布置的第一和第二象限对302a和302b。图4是mri系统100的简化的示意图，且如所示，与纵轴206正交的中心平面400可以用x轴和y轴来限定。在水平开放式mri系统中，中心平面400位于磁体200之间的缺口102内部的中心。转到图3b，在实施例中，y匀场线圈也可以包括至少四个象限，第一和第二象限对304a和304b关于中心平面400对称地布置，如图4所示。z匀场型线圈的电流模式可以包括关于中心平面400对称地布置的至少两个半部分306a、306b，如图3c所示。x匀场线圈、y匀场线圈和z匀场线圈的辐射阶(radialorder)可以由x维通常大于y维且z匀场线圈比x线圈和y线圈更有效的事实来确定。

在示范性实施例中，为了在补偿成像容积中的各种场非均匀性时允许更大的自由度，有源x匀场线圈、有源y匀场线圈和有源z匀场线圈每个都可以包括多个象限，多个象限可操作以便由来自分开的电源通道的电流激励。例如，z匀场线圈的两个半部分可以是可操作的以便由来自两个各自电源通道的电流激励，允许两个自由度。存在用于连接有源x匀场线圈和有源y匀场线圈的各个象限的多个方式，会导致不同的自由度。在图5a所示的示范性实施例中，x匀场线圈和y匀场线圈的每个象限502都可以连接到分开的电源通道503，导致x匀场线圈和y匀场线圈每个有四个自由度。在图5b所示的实施例中，x匀场线圈的第一和第二象限504a、504b串联连接到第一电源通道505，且x匀场线圈的第三和第四象限506a、506b串联连接到第二电源通道506。可以类似地设置y匀场线圈以使其包括串联连接到第一电源通道505的第一和第二象限504a、504b和串联连接到第二电源通道506的第三和第四象限506a、506b。图5c-5d示出了串联连接第一和第二象限504a、504b和串联连接第三和第四象限506a、506b的其它示范性方案。除了图5a-5d所示的示范性电源通道布置之外，也可以使用其它的布置，包括允许一个电源通道给x匀场线圈或者y匀场线圈的三个或者四个象限提供电流的各种连接。

x匀场线圈、y匀场线圈和z匀场线圈的上述结构允许各种自由度。在示范性实施例中，有源z匀场线圈的两个半部分可操作以便由来自两个各自电源通道的电流激励，且每个x匀场线圈和y匀场线圈的四个象限可操作以便由来自四个各自电源通道的电流激励，存在用于有源补偿的10个自由度。在另一示范性实施例中，匀场线圈可以配置如下：1)z匀场线圈的两个象限可操作以便由来自两个各自电源通道的电流激励；2)y匀场线圈的第一和第二象限串联连接并可操作以便由来自两个各自电源通道的电流激励，且y匀场线圈的第三和第四象限串联连接并可操作以便由来自两个各自电源通道的电流激励，和3)x匀场线圈的第一和第二象限串联连接并可操作以便由来自两个各自电源通道的电流激励，且x匀场线圈的第三和第四象限串联连接并可操作以便由来自两个各自电源通道的电流激励。这种结构允许用于有源补偿的六个自由度。

在另一示范性实施例中，mri系统可以包括具有二阶或者更高阶电阻匀场线圈的有源匀场线圈组件208。示范性的有源匀场线圈组件208可以包括z2、zx、zy、xz和x2-y2匀场线圈。zx和zy电阻匀场线圈可以关于中心平面400对称地布置。zx电阻匀场线圈可以包括在方位角方向上被分开180度的两个半部分，且zy电阻匀场线圈也可以包括从zx匀场线圈旋转90度的两个半部分。xy电阻匀场线圈可以包括8个象限：关于中心平面400对称地布置且在方位角方向上被分开90度的两组四个象限。x2-y2电阻匀场线圈也可以包括关于中心平面400对称地布置且从yz匀场线圈旋转90度的两组四个象限。

与上述示范性的开放式mri系统的匀场线圈类似，mri系统的z2、zx、zy、xz和x2-y2匀场线圈每个都可以包括可操作以便由来自分开的电源通道的电流激励的象限和/或半部分的各种组合。zx和zy匀场线圈的半部分中的每个都可以由来自分开的电源通道的电流激励且允许每个匀场线圈的自由度为二。xy和x2-y2匀场线圈的象限每个都可以由来自分开的电源通道的电流激励且允许每个匀场线圈的自由度为八。同样，与仅包含x匀场线圈、y匀场线圈和z匀场线圈的有源匀场线圈组件相比，包含z2、zx、zy、xz和x2-y2匀场线圈的有源匀场线圈组件可以具有更大的自由度。另外，可以组合z2、zx、zy、xz和x2-y2匀场线圈的电源通道，以允许自由度范围从至少4到20个自由度的各种自由度。

在mri系统中，x匀场线圈、y匀场线圈的每个象限，和z匀场线圈的每个半部分都可以在成像容积中产生各种球面谐波。下面的表1中列出的是在dsv为45cm的范围内y匀场线圈的y1象限可以产生的球面谐波的实例。

由有关有源y匀场的y1象限的对称参数(argument)可以得到y匀场线圈的y_2、y_3、y_4象限的敏感性。相应地，由有关y匀场线圈的y_1、y_2、y_3和y_4象限的对称性，可以得到x匀场线圈的x1、x_2、x_3和x_4象限的敏感性。

可以形成y匀场线圈的敏感性的线性组合

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’是权重因数。如果所有的o’1相等，则y匀场就表现为y梯度。例如，如果o’1＝o’3＝1，o’2＝o’4＝-1，则y匀场就表现为常规的yz匀场。例如，如果o’1＝o’2＝1，o’3＝o’4＝-1，则y匀场就表现为常规z2匀场与xy匀场线圈的组合。例如，如果o’1＝o’4＝1，o’3＝o’2＝-1，则y匀场就主要表现为常规的z梯度。

下面的表2中列出的是在dsv为45cm的范围内z匀场线圈的z_1半部分可以产生的球面谐波的实例：

由有关z匀场线圈的半部分z_1的对称参数可以得到z匀场线圈的半部分z_2的敏感性。下面的等式(2)是依据球谐系数的磁场z分量的表达式：

在等式(2)中，是磁场的z分量，r,θ,是观测点的球面坐标，pn^m(cosθ)是勒让德多项式，cn是带球谐系数，以及cn,m、sn,m是等轴球谐系数。

运算时，为了使场非均匀性降到最低，可以使用分开的电源给匀场线圈提供电流。这通过使以下函数降到最小来实现：

在等式(3)中，符号具有以下定义：

·n是使用场摄像机(fieldcamera)的测量点的数量。

·nd是基础(base)匀场线圈的数量。

·δb是磁场的测量场值相对于中心场值bo的变化。

·bi,n是由在测量点构成的组上、用单位电流驱动的基础匀场线圈(用字母n标记)产生的磁场的值。这些值表示基础匀场线圈的敏感性。

·in是将要施加到基础匀场线圈的未知电流。

·λ是使要施加的匀场电流的值最小的正则化(regularization)因子。

与未知电流in有关的函数w的变化确定了解决方案。

图6是示出适合补偿本公开的mri装置的示范性过程的流程图。应该意识到，虽然流程图中示例的动作每个都可以以示例的顺序执行，然而除非另有规定它们可以以示例顺序以外的顺序执行。本公开的mri系统中或者附近的各种物体可以在成像容积中引入场非均匀性。例如，位于mri装置台架上的一些部件能够引入场非均匀性。成像期间使用的机械(robotic)装置是场非均匀性的可能来源的实例。在包括磁体、梯度线圈和在磁体外部且邻近梯度线圈布置的有源电阻匀场线圈组件的磁共振成像(mri)系统中，图6中所示的示范性方法600适合于补偿场非均匀性。该mri系统可以是在此公开的mri系统的任一实施例，并且mri系统的有源电阻匀场线圈组件可以包括可操作的以便由通过多个电源通道提供的电流激励的匀场线圈。

示范性方法600的动作602包括运行mri系统以维持磁场。示范性方法600的动作604包括确定mri系统的成像容积中的场非均匀性。基于场均匀性，方法600的动作606和608可以包括确定要提供给有源电阻匀场线圈组件的匀场线圈的电流并将该电流分别施加到匀场线圈。确定电流以便使由该电流供电的匀场线圈可操作以便补偿至少一些场非均匀性。动作610可以包括重复动作602中的维持磁场和动作604中的确定场非均匀性，以确定提供给匀场线圈的电流是否允许期望的场非均匀性水平。如果希望附加的补偿，则可以分别重复动作606和608中的确定电流以及将该电流施加到匀场线圈的动作以调节要提供给匀场线圈的电流，并且可以再次重复动作602和604以确定得到的场非均匀性。在重复动作602、604、606和608之后，匀场线圈可由电流供电，该电流被调整以补偿大部分的场非均匀性。可以用无源匀场的调整来补偿剩余的非均匀性。

应该意识到，方法600可以是迭代方法，如果匀场线圈布置在磁体内部则其执行是繁重且困难的。在这种情况下，不得不随着每次迭代执行与超导匀场的连接。然而，由于有源电阻匀场线圈组件布置在磁体的外部，因此可以在mri系统的磁体保持关闭时执行方法600。这种优势不仅允许容易地调节激励匀场线圈的电流，而且在成像期间当场非均匀性的来源实时移动时还可以协同地允许实时调节到匀场线圈的电流。这种实时调节还允许显著地改善成像质量和精确度。

动作602中的维持磁场和动作604中的确定场非均匀性可以用该领域中各种已知的方法来实现。在实施例中，动作602中的维持磁场可以包括用成像容积中布置的物体来维持磁场。该物体可以具有可以已经被预先确定的密度轮廓和参考磁场响应。在这种实施例中，动作604中的确定场非均匀性可以包括测量成像容积中的磁场，并比较测量到的磁场和物体预先确定的参考磁场。在示范性实施例中，处理器可以接收磁场测量结果并使用软件来比较测量到的磁场和参考磁场以确定场非均匀性。

在实施例中，动作604中的确定场非均匀性可以包括测量表面上方的磁场并基于在表面上方测量到的磁场数学地确定成像容积中的磁场。例如，可以将“磁摄像机”可拆装地布置在mri系统中。磁摄像机可以包括测量磁摄像机的表面上方磁场的传感器。从磁摄像机的传感器收集的数据可以用于数学地确定成像容积中的磁场。在实施例中，处理器可以接收来自磁摄像机的数据，并基于磁摄像机表面上方的磁场使用软件确定成像容积中的磁场。

基于本公开描述的原理，下面提供了用于补偿各种场非均匀性的系统和方法的示范性实施例。

实例1：补偿第一台架引起的非均匀性

在实施例中，在本公开的mri系统中的台架上可以有18个“环”。在旋转期间这些“环”支撑并引导台架。这些“环”可以用铁磁材料制造。进行测量以便测定成像容积中的场非均匀性如何随着台架旋转而变化。场摄像机(例如，24个平面，24个角，dsv为45cm)用于获得跨越360°的29个旋转台架位置的场图(fieldmap)。在图7中该结果被示出为实线。该图示出了在台架旋转期间峰到峰(peak-to-peak)测量到的非均匀性变化了20.5ppm，平均值为43.95ppm。

使用自由度为10的匀场线圈将上面关于等式(3)讨论的补偿过程应用于在那些测量期间获得的数据。在图7中示出了该结果。图7中的模拟数据的变化范围等于3.92ppm，平均值为20.90ppm。作为实例，表3列出了非均匀性约为55ppm的测量结果#15和#16需要的电流。

另外，使用自由度为6的匀场线圈将上面关于等式(3)讨论的补偿过程应用于在那些测量期间获得的数据。该六个自由度可以通过根据图5b-5d示出的任一实施例设置x匀场线圈、y匀场线圈和z匀场线圈来提供。该结果示于图8中。现在图8中的模拟数据的变化范围等于3.26ppm，平均值为23.45ppm。作为实例，表4列出了非均匀性约为55ppm的测量结果#15和#16需要的电流。

实例2：补偿第二台架引起的非均匀性

该实例中的“环”由不锈钢、钨和制成。进行测量以便测定成像容积中的场非均匀性如何随着台架旋转而变化。场摄像机(例如，24个平面，24个角，dsv为45cm)用于获得跨越360°的29个旋转台架位置的场图。该结果(实线)示于图9中，该图示出了在台架旋转期间峰到峰测量到的非均匀性变化了2.67ppm，平均值为45.49ppm。

使用自由度为10的匀场线圈将上面关于等式(3)讨论的补偿过程应用于在那些测量期间获得的数据。模拟数据的结果(虚线)示于图9中。图9中的变化范围等于0.82ppm，平均值为18.50ppm。作为实例，表5列出了非均匀性约为45ppm的测量结果#15和#16需要的电流。

使用自由度为6的匀场线圈的将上面关于等式(3)讨论的补偿过程应用于在那些测量期间获得的数据。该六个自由度可以通过根据图5b-5d示出的任一实施例设置x匀场线圈、y匀场线圈和z匀场线圈来提供。模拟数据的结果(虚线)示于图10中。图10中模拟数据的变化范围等于2.35ppm，平均值为24.50ppm。作为实例，表6列出了非均匀性约为45ppm的测量结果#15和#16需要的电流。

实例3：补偿由病人检查台运动引起的非均匀性

例如，图1中病人检查台108的位置可以包括一些诸如电机的磁性材料，从而可能影响场非均匀性。有源补偿能够针对病人检查台位置进行修正。viewray系统中的病人检查台包括具有磁性元件的部件。该病人检查台能够左右、上下和轴向移动。在轴向运动期间磁性部件不和病人检查台一起移动。在前两种情况下(左右、上下)，磁性部件和病人检查台一起移动。在这些情况下，病人检查台的运动将会影响场非均匀性。进行了五个测量以研究病人检查台的运动如何影响场非均匀性。它们是：

1.病人检查台处于缺省位置

2.病人检查台处于底部位置(缺省位置下面的100mm)

3.病人检查台处于顶部位置(缺省位置上面的100mm)

4.病人检查台处于左边位置(距缺省位置的左边70mm)

5.病人检查台处于右边位置(距缺省位置的右边70mm)

图11示出了测量结果(实线)。

使用自由度为10的匀场线圈将上面关于等式(3)讨论的补偿过程应用于这些数据。模拟数据的结果在图11中示出为虚线。峰到峰非均匀性测量数据的变化范围是2.73ppm，且平均值为24.20ppm。有源补偿模拟之后，峰到峰非均匀性的变化范围为0.71ppm，且平均值为23.80ppm。

实例4：补偿集成系统的非均匀性

采用全集成viewray系统作为试验点。台架包括由钢铁制成的缓冲器。dsv为45cm上的峰到峰非均匀性被测量为98.49ppm。该主要贡献来源于z2谐波。这种行为可以由负载台架的对称性引起。表7中列出了一些谐波。

该数据表明有强的z2谐波存在，其与表7一致。使用自由度为10的匀场线圈将上面关于等式(3)讨论的补偿过程应用于这些数据。补偿之后，场非均匀性被减小到22.4ppm。下面的表8和表9分别列出了在有源补偿之前和之后的区域谐波和等轴谐波(zonalandtesseralharmonics)的比较。表8和表9表明有源匀场线圈所做的工作是将线性谐波和二次谐波几乎抵消为零。谐波z4改变了符号。剩余的谐波没有显著地改变。

表10列出了匀场线圈中需要的电流。

linac-mm系统的有源补偿

在公开号为no.2011/0012593的美国专利申请中描述了linac-mm系统，在此通过引用将其并入本文。可以更改这种linac-mm系统以便包括本公开所述的匀场线圈组件208。在示范性的linac-mm系统中，linac引起的dsv在45cm上的场非均匀性等于914.67ppm。球面谐波主要是如表11所列出的z2、z4、x和y。

在用本公开的匀场线圈组件施加有源补偿之后，dsv在45cm上的场非均匀性减小到29.88ppm，并且对应的球面谐波列于表12中。

对应的补偿电流列于表13中。

在该实例中，使用有源匀场线圈来补偿非均匀性。另一方法是应用梯度偏移量来抵消线性项x和y。梯度偏移量的应用还引入了作为梯度线圈的内部特性的高阶掺杂。在这种情况下，在dsv45cm上场非均匀性等于366.50ppm。有源补偿之后，场非均匀性被减小到24.9ppm。

对应的补偿电流列于表14中。在这种情况下，z匀场中的电流保持约与表13中的一样，并且x和y匀场的电流比表13中的那些电流减小约三倍。

虽然上面描述了根据该公开原理的各种实施例，但应该理解它们仅以实例的方式提出，而不是限制性的。因此，该发明的广度和范围将不被任一上述示范性实施例所限制，而是仅被根据该公开发布的权利要求和其等同物限定。另外，上述优势无意于将任何发布的权利要求的应用限制未实现任一或全部优势的过程和结构的。

此外，章节标题不应该限制或者表征可能由该公开发布的任意权利要求中阐述的发明。具体地，例如，虽然标题指的是“技术领域”，然而这种主张将不被描述所谓技术领域的标题下所选择的语言所限制。进一步，“背景技术”中技术的描述不应该被解释为承认该技术是该公开中任一发明的已有技术。“发明内容”也不被认为是在发布的权利要求中所阐述的发明的特征。另外，对的该公开的任何通常的引用或者单数形式单词“发明”的使用不意指为对下面阐述的权利要求范围的任何限制。根据该公开发布的多个权利要求的限制可以描述多个发明，因此这些权利要求限定了在此被保护的该发明和其等同物。