BR112020021872A2

BR112020021872A2 - métodos e aparelhos de magneto b0 para um sistema de ressonância magnética

Info

Publication number: BR112020021872A2
Application number: BR112020021872-3A
Authority: BR
Inventors: Michael Stephen Poole; Cedric Hugon; Christopher Thomas McNulty
Original assignee: Hyperfine Research, Inc.
Priority date: 2018-05-21
Filing date: 2019-05-20
Publication date: 2021-01-26
Also published as: US11215685B2; TW202004211A; JP2021524775A; CA3098461A1; WO2019226533A1; KR20210013563A; US20220082643A1; TWI743481B; EP3797307A1; AU2019274404A1; CN112384816A; IL278820A; MX2020012537A; EP3797307A4; US20190353726A1; US11726155B2; US20230358833A1

Abstract

A presente invenção refere-se ao aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de ressonância magnética. O aparelho inclui pelo menos um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, pelo menos um primeiro magneto B0 que compreende uma primeira pluralidade de anéis de magneto permanente que inclui pelo menos dois anéis com respectivas alturas diferentes.

Description

Processo: Serviço: Pedido nacional de Invenção, Modelo de Utilidade, Certificado de Adição de Invenção e 29409161925054410 entrada na fase nacional do PCT - Emissor: JTN IRN: P249719 Hyperfine Research, Inc. CPF/CNPJ: US0017050618 Endereço: 530 Old Whitfield Street Guilford CT, US/ , 06437 001-9 RECIBO DO SACADO Nome do Pagador/CPF/CNPJ/Endereço CPF/CNPJ: 33163049000114 RUA MARQUES DE OLINDA 70, RIO DE JANEIRO/RJ, CEP: 22251-040 Sacador/Avalista Nosso Número No documento Data de Vencimento (=) Valor documento (=)Valor Pago 29409161925054410 29409161925054410 13/11/2020 175,00 175,00 Nome do Beneficiário/CPF/CNPJ/En Instituto Nacional da Propriedade Industrial CPF/CNPJ: 42.521.088.0001-37 PRACA MAUA 7 - 14 ANDAR - SALA 1415 CENTRO RIO DE JANEIRO 20081240 RJ Agência/Código cedente Autenticação mecânica 2234-9/333.028-1 Endereço: 530 Old Whitfield Street Guilford CT, US/ , 06437 Comprovante de pagamento de boleto de cobrança Número comprovante....: 865.784 Meio de pagamento........: Captura eletronica via CBCA Número do retorno.........: 30.100 Linha digitável..................: Cedente.............................: INPI-Instituto Nacional da Propriedade Industrial Data vencimento.............: 13/11/2020 Data pagamento..............: 16/10/2020 Valor pago........................: R$ 175,00 Agência/conta débito.....: 33693/01104152 Código de barras............: o valor referente ao pagamento foi debitado da conta acima identificado.

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Relatório Descritivo da Patente de Invenção para “MÉTODOS E APARELHOS DE MAGNETO B0 PARA UM SISTEMA DE RESSONÂNCIA MAGNÉTICA”. Referência Cruzada aos Pedidos Relacionados

[0001] Este pedido reivindica a prioridade sob 35 U.S.C. § 119 ao Pedido e Patente Provisório U.S. N° de série 62/674.482, depositado no dia 21 de maio de 2018, e intitulado “B0 Magnet Methods e Apparatus for a Magnetic Resonance System” e ao Pedido e Patente Provisório U.S. N° de série 62/693.044, depositado no dia 2 de julho de 2018, e intitulado “B0 Magnet Methods e Apparatus for a Magnetic Resonance System”, cada um dos quais é aqui incorporado em sua totalidade a título de referência. Antecedentes

[0002] A imagem por ressonância magnética (MRI) fornece uma modalidade de imagem importante para inúmeras aplicações e é amplamente utilizada em ambientes clínicos e de pesquisa para produzir imagens do interior do corpo humano. Em geral, a MRI tem como base a detecção de sinais de ressonância magnética (MR), que são ondas eletromagnéticas emitidas por átomos em resposta às mudanças de estado que resultam campos eletromagnéticos aplicados. Por exemplo, as técnicas de ressonância magnética nuclear (RMN) envolvem a detecção de sinais de MR emitidos a partir dos núcleos de átomos excitados após o realinhamento ou relaxamento do spin nuclear dos átomos em um objeto sendo visualizado (por exemplo, os átomos no tecido do corpo humano). Os sinais de RM detectados podem ser processados para produzir imagens que, no contexto de aplicações médicas, permitem a investigação de estruturas internas e/ou processos biológicos dentro do corpo para fins diagnósticos terapêuticos e/ou de pesquisa.

[0003] A ressonância magnética fornece uma modalidade de imagem atraente para imagens biológicas devido à capacidade de produzir imagens não invasivas com resolução e contraste relativamente altos, sem as preocupações de segurança de outras modalidades (por exemplo, sem a necessidade de expor o indivíduo à radiação ionizante, por exemplo, raios-x, ou introduzir material radioativo no corpo). Além disso, a ressonância magnética é particularmente adequada para fornecer contraste de tecidos moles, o que pode ser explorado para obter imagens que outras modalidades de diagnóstico por imagem não são capazes de obter de forma satisfatória. Além disso, as técnicas de RM são capazes de capturar informações sobre estruturas e/ou processos biológicos que outras modalidades são incapazes de adquirir. No entanto, há uma série de desvantagens para a ressonância magnética que, para uma determinada aplicação de imagem, pode envolver o custo relativamente alto do equipamento, disponibilidade limitada e/ou dificuldade em obter acesso a scanners clínicos de ressonância magnética e/ou o comprimento do processo de aquisição da imagem.

[0004] A tendência em ressonância magnética clínica tem sido aumentar a intensidade de campo dos scanners de ressonância magnética para melhorar um ou mais dos tempos de varredura, a resolução da imagem e o contraste da imagem, o que, por sua vez, continua a aumentar os custos. A grande maioria dos scanners de ressonância magnética instalados opera a 1,5 ou 3 tesla (T), que se refere à intensidade do campo magnético principal B0. Uma estimativa aproximada de custo para um scanner clínico de ressonância magnética é de aproximadamente um milhão de dólares por tesla, o que não leva em consideração os custos substanciais de operação, serviço e manutenção envolvidos na operação de tais aparelhos de ressonância magnética.

[0005] Além disso, os sistemas convencionais de MRI de alto campo normalmente requerem grandes magnetos supercondutores e eletrônicos associados para gerar um campo magnético estático forte e uniforme (B0), no qual um objeto (por exemplo, um paciente) é capturado. O tamanho de tais sistemas é considerável com uma instalação típica de ressonância magnética incluindo várias salas para o magneto, eletrônicos, sistema de gerenciamento térmico e áreas do console de controle. O tamanho e as despesas dos sistemas de ressonância magnética geralmente limitam seu uso a instalações, como hospitais e centros de pesquisa acadêmica, que têm espaço e recursos suficientes para adquiri-los e mantê-los. O alto custo e os requisitos de espaço substanciais dos sistemas de ressonância magnética de alto campo resultam na disponibilidade limitada dos scanners de ressonância magnética. Como tal, existem, frequentemente, situações clínicas em que uma ressonância magnética seria benéfica, mas devido a uma ou mais das limitações descritas acima, não é prático ou é impossível, conforme descrito em mais detalhes abaixo. Sumário

[0006] Algumas modalidades incluem um aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de ressonância magnética, o aparelho que compreende: pelo menos um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, pelo menos um primeiro magneto B0 que compreende uma primeira pluralidade de anéis de magneto permanente que inclui pelo menos dois anéis com respectivas alturas diferentes.

[0007] Algumas modalidades incluem um aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de ressonância magnética, o aparelho que compreende: pelo menos um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética;

pelo menos um segundo magneto B0 configurado para produzir um segundo campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, em que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 são dispostos um em relação ao outro de modo que uma região de formação de imagem é fornecida entre eles; e um yoke configurado para capturar e direcionar pelo menos parte do fluxo magnético gerado por pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B 0 para aumentar a densidade de fluxo magnético dentro da região de formação de imagem, o yoke que compreende: uma primeira placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um primeiro magneto B0; a segunda placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um segundo magneto B0; a armação que compreende o material ferromagnético e acoplada à primeira placa e à segunda placa; o primeiro material ferromagnético adicional acoplado à primeira placa para compensar a saturação magnética induzida na primeira placa; e o segundo material ferromagnético adicional acoplado à segunda placa para compensar a saturação magnética induzida na segunda placa.

[0008] Algumas modalidades incluem um aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de ressonância magnética, o aparelho que compreende: pelo menos um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética; pelo menos um segundo magneto B0 configurado para produzir um segundo campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, em que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 são dispostos um em relação ao outro de modo que uma região de formação de imagem é fornecida entre eles; e um yoke configurado para capturar e direcionar pelo menos parte do fluxo magnético gerado por pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B 0 para aumentar a densidade de fluxo magnético dentro da região de formação de imagem, o yoke que compreende: uma primeira placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um primeiro magneto B0 e um primeiro conjunto de um ou mais orifícios para compensar a saturação magnética induzida na primeira placa; a segunda placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um segundo magneto B0 e um segundo conjunto de um ou mais orifícios para compensar a saturação magnética induzida na segunda placa; a armação que compreende o material ferromagnético e acoplada à primeira placa e à segunda placa.

[0009] Algumas modalidades incluem um aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de ressonância magnética, o aparelho que compreende: pelo menos um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética; pelo menos um segundo magneto B0 configurado para produzir um segundo campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, em que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 são dispostos um em relação ao outro de modo que uma região de formação de imagem é fornecida entre eles; e um yoke configurado para capturar e direcionar pelo menos parte do fluxo magnético gerado por pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B 0 para aumentar a densidade de fluxo magnético dentro da região de formação de imagem, o yoke que compreende: uma primeira placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um primeiro magneto B0, em que a primeira placa tem uma espessura variada para compensar a saturação magnética induzida na primeira placa; a segunda placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um segundo magneto B0, em que a segunda placa tem uma espessura variada para compensar a saturação magnética induzida na segunda placa; e a armação que compreende o material ferromagnético e acoplada à primeira placa e à segunda placa. Breve Descrição dos Desenhos

[0010] Vários aspectos e modalidades da tecnologia divulgada serão descritos com referência às figuras a seguir. Deve ser observado que os números não são necessariamente desenhados em escala.

[0011] A figura 1 ilustra os componentes de exemplo de um sistema de ressonância magnética, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0012] a figura 2 ilustra um magneto B0 que compreende uma pluralidade de anéis concêntricos de magneto permanente, cada um dos anéis que compreende os segmentos de magneto permanente, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0013] a figura 3 ilustra uma vista de topo de uma configuração de exemplo dos anéis de magneto permanente que formam, em parte, o magneto B0 ilustrado na figura 2, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0014] a figura 4A ilustra um magneto permanente B0, que tem uma pluralidade de anéis de magneto permanente que têm alturas uniformes, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0015] a figura 4B ilustra uma vista lateral em seção transversal de um magneto permanente B0 e yoke, o magneto B0 que tem uma pluralidade de anéis de magneto permanente que têm alturas uniformes, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0016] a figura 5 ilustra uma vista lateral em seção transversal of a magneto permanente B0 e yoke, em que as alturas dos anéis de magneto permanente que formam o magneto permanente B0 variam, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0017] as figuras 6A-C ilustram, respectivamente, uma vista lateral em seção transversal, uma vista de topo, e uma vista isométrica de um magneto permanente B0, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0018] as figuras 7A-C ilustram, respectivamente, uma vista lateral em seção transversal, uma vista de topo, e um vista isométrica de um anel mais interno do magneto permanente B0 de quatro anéis mostrado nas figuras 6A-C, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0019] as figuras 7D-F ilustram, respectivamente, uma vista lateral em seção transversal, uma vista de topo, e uma vista isométrica de um segundo anel mais próximo ao centro do magneto permanente B0 de quatro anéis mostrado nas figuras 6A-C, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0020] as figuras 7G-I ilustram, respectivamente, uma vista lateral em seção transversal, uma vista de topo, e uma vista isométrica de um terceiro anel mais próximo ao centro do magneto permanente B0 de quatro anéis mostrado nas figuras 6A-C, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0021] as figuras 7J-L ilustram, respectivamente, uma vista lateral em seção transversal, uma vista de topo e uma vista isométrica de um anel mais externo do magneto permanente B0 de quatro anéis mostrado nas figuras 6A-C, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0022] a figura 8A ilustra um aparelho que tem os primeiro e segundo magnetos B0, cada um que tem uma respectiva pluralidade de anéis de magneto permanente, e um yoke que tem as primeira e segunda placas e os primeiro e segundo materiais ferromagnéticos adicionais para compensar a saturação magnética induzida nas primeira e segunda placas, respectivamente, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0023] a figura 8B é um desenho esquemático de um material ferromagnético adicional acoplado à placa para compensar a saturação magnética induzida na placa, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descrita aqui;

[0024] as figuras 9A-B ilustram o impacto do material ferromagnético adicional sobre a saturação magnética e, consequentemente, a falta de homogeneidade da permeabilidade, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita;

[0025] a figura10 ilustra um sistema portátil de MRI de baixo campo, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita.

[0026] a figura 11A ilustra homogeneizadores de magneto permanente para um magneto B0 de um sistema de MRI portátil, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita;

[0027] as figuras 11B e 11C ilustram os as montagens de vibração para bobinas de gradiente de um sistema de MRI portátil, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita;

[0028] a figura 11D ilustra um painel laminado que compreende as bobinas de gradiente fixas às montagens de vibração ilustradas nas figuras 11B e 11C, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita;

[0029] a figura 11E ilustra os homogeneizadores de exemplo para um magneto B0 de um sistema de MRI portátil, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita;

[0030] a figura 11F ilustra um sistema de MRI portátil, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita;

[0031] as figuras 12A e 12B ilustram vistas de um sistema de MRI portátil, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita;

[0032] a figura 12C ilustra outro exemplo de um sistema de MRI portátil, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita;

[0033] a figura 13 ilustra um sistema de MRI portátil que realiza uma varredura da cabeça, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita. Descrição Detalhada

[0034] O mercado de scanner de ressonância magnética é esmagadoramente dominado por sistemas de alto campo e, particularmente, por aplicações médicas ou clínicas de ressonância magnética. Como descrito acima, a tendência geral em imagens médicas tem sido produzir scanners de MRI com intensidades de campo cada vez maiores, com a grande maioria dos scanners de MRI clínicos operando a 1,5T ou 3T, com intensidades de campo mais altas de 7T e 9T usadas em ambientes de pesquisa. Conforme usado neste documento, "alto campo" refere-se, em geral, aos sistemas de ressonância magnética atualmente em uso em um ambiente clínico e, mais particularmente, aos sistemas de ressonância magnética que operam com um campo magnético principal (ou seja, um campo B0) igual ou superior a 1,5T, embora os sistemas clínico que operam entre 0,5T e 1,5T também são frequentemente caracterizados como "alto campo". As intensidades de campo entre aproximadamente 0,2T e 0,5T foram caracterizadas como "campo médio" e, como as intensidades de campo no regime de alto campo continuaram a aumentar, as intensidades de campo no intervalo entre 0,5T e 1T também foram caracterizadas como de campo intermediário. Em contraste, "baixo campo" refere-se, em geral, aos sistemas de ressonância magnética que operam com um campo B0 menor ou igual a aproximadamente 0.2T,

embora os sistemas que têm um campo B0 de entre 0,2T e aproximadamente 0,3T tenham sido às vezes caracterizados como baixo campo como consequência de intensidades de campo aumentadas na extremidade superior do regime de alto campo. Dentro do regime de baixo campo, os sistemas de MRI de baixo campo que operam com um campo B0 inferior a 0,1T são referidos nesse documento como "campo muito baixo" e os sistemas de MRI de baixo campo que operam com um campo B0 inferior a 10mT são referidos aqui como "campo ultrabaixo”. Os inventores desenvolveram técnicas que permitem sistemas de ressonância magnética portáteis, de baixo campo, de baixa potência e/ou de baixo custo que podem melhorar a capacidade de implantação em ampla escala da tecnologia de ressonância magnética em uma variedade de ambientes, além das instalações atuais de MRI em instalações hospitalares e de pesquisa. Como resultado, a ressonância magnética pode ser utilizada em salas de emergência, pequenas clínicas, consultórios médicos, em unidades móveis, no campo, etc. e pode ser levada ao paciente (por exemplo, ao lado do leito) para realizar uma ampla variedade de procedimentos de imagem e protocolos. Algumas modalidades incluem sistemas de MRI de campo muito baixo (por exemplo, 0,1T, 50mT, 20mT, etc.) que facilitam a ressonância magnética portátil, de baixo custo e baixa potência, aumentando significativamente a disponibilidade da ressonância magnética em um ambiente clínico.

[0035] Há inúmeros desafios para o desenvolvimento de um sistema de ressonância magnética clínica no regime de baixo campo. Tal como aqui utilizado, o termo sistema de MRI clínica refere-se a um sistema de ressonância magnética que produz imagens clinicamente úteis, que se refere a uma imagem que tem resolução suficiente e tempos de aquisição adequados para ser útil para um médico ou clínico para a sua finalidade pretendida dada uma aplicação específica da imagem. Dessa forma, as resoluções/tempos de aquisição de imagens clinicamente úteis dependerão da finalidade para a qual as imagens estão sendo obtidas. Entre os inúmeros desafios na obtenção de imagens clinicamente úteis no regime de baixo campo está a SNR relativamente baixa. Especificamente, a relação entre a SNR e a intensidade de campo B0 é de aproximadamente B05/4 em intensidade de campo acima de 0,2T e aproximadamente B03/2 em intensidades de campo abaixo de 0,1T. Como tal, a SNR cai substancialmente com as reduções na intensidade do campo com reduções ainda mais significativas na SNR que é experimentada na intensidade de campo muito baixa. Essa queda substancial na SNR resultante da redução da intensidade do campo é um fator significativo que impediu o desenvolvimento de sistemas clínicos de ressonância magnética no regime de campo muito baixo. Em particular, o desafio da SNR baixa em intensidades de campo muito baixas impediu o desenvolvimento de um sistema de ressonância magnética clínica que opera no regime de campo muito baixo. Como resultado, os sistemas clínicos de MRI que buscam funcionar em intensidades de campo inferiores convencionalmente alcançaram intensidades de campo do intervalo de aproximadamente 0,2T e acima. Esses sistemas de ressonância magnética ainda são grandes, pesados e caros, geralmente exigindo espaços dedicados fixos (ou locais blindados) e fontes de energia dedicadas.

[0036] Os inventores desenvolveram sistemas de ressonância magnética de baixo campo e de campo muito baixo, capazes de produzir imagens clinicamente úteis, permitindo o desenvolvimento de sistemas de ressonância magnética portáteis, de baixo custo e fáceis de usar, não alcançáveis com o uso da tecnologia da técnica. De acordo com algumas modalidades, um sistema de MRI pode ser transportado para o paciente para fornecer uma ampla variedade de procedimentos diagnósticos, cirúrgicos, de monitoramento e/ou terapêuticos, em geral,

quando e onde for necessário.

[0037] No desenvolvimento de sistemas de MRI de baixo campo e de campo muito baixo, os inventores abordaram a característica de SNR relativamente baixa do regime de baixo campo, em parte, melhorando a homogeneidade do campo B0 produzido pelo magneto B0.

[0038] Em algumas modalidades, os sistemas de MRI de baixo campo e de campo muito baixo desenvolvidos pelos inventores incluem um magneto permanente B0 para produzir um campo magnético B0. E, por exemplo, como mostrado na figura 2, o magneto permanente B0 pode incluir um ou mais conjuntos de anéis concêntricos de magneto permanente, em algumas modalidades. Os inventores reconheceram que, em tais modalidades, a homogeneidade do campo magnético B0 produzido pelo magneto B0 pode ser aumentada ao variar as alturas dos anéis de magneto permanente em vez de mantê-los na mesma altura. Em particular, os inventores reconheceram que as alturas dos anéis de magneto permanente podem ser selecionadas de modo que, para o mesmo campo de visão na região de imagem fornecida entre um par de magnetos permanentes em uma geometria biplanar, a homogeneidade do campo no campo de visão é aumentada. Para um campo de visão fixo, a variação adequada das alturas dos anéis de magneto permanente pode aumentar a homogeneidade do campo magnético por uma ordem de magnitude (por exemplo, por um fator de dois, por um fator de três, por um fator de 5, por um fator de 10, por um fator de 20, etc.) em relação a uma configuração na qual as alturas do anel do magneto permanente são iguais. Como um exemplo ilustrativo não limitativo, para um campo de visão esférico com um diâmetro de 20 cm, a homogeneidade do campo B0 no campo de visão pode estar na faixa de 500-1000 ppm quando os anéis têm altura uniforme, mas pode ser 250-500 ppm quando os anéis têm alturas variáveis.

[0039] Os inventores também reconheceram que o tamanho do campo de visão (de uma dada homogeneidade) pode ser aumentado variando as alturas dos anéis de magneto permanente em vez de mantê-los na mesma altura. Em particular, os inventores reconheceram que as alturas dos anéis de magneto permanente podem ser selecionadas de modo que o volume do campo de visão, na região de imagem fornecida entre um par de magnetos permanentes em uma geometria biplanar, possa ser aumentado em relação ao volume de um campo de visão da mesma homogeneidade que poderia ser obtido com o uso de anéis de magneto permanente com alturas iguais. Como um exemplo ilustrativo não limitativo, para um nível fixo de homogeneidade de campo magnético na faixa de 500-1000 ppm, o volume do campo de visão pode ser aumentado em pelo menos 10% ao variar as alturas de anel de magneto permanente em vez de manter o alturas de anel idênticas.

[0040] O uso de diferentes alturas de anel de magneto permanente para aumentar a homogeneidade do campo magnético (e/ou para aumentar o tamanho do campo de visão) é diferente e melhora as técnicas convencionais para melhorar a homogeneidade do campo magnético. As técnicas convencionais para melhorar a homogeneidade do campo magnético envolvem a adição de uma ou mais peças ferromagnéticas de metal (às vezes denominadas "peças polares") para focar o fluxo magnético produzido pelos magnetos em um esforço para melhorar a uniformidade do campo magnético. No entanto, essa abordagem adicionaria um peso significativo ao conjunto do magneto devido ao metal da peça polar adicional. A abordagem desenvolvida pelos inventores não envolve a introdução de novo material ferromagnético no conjunto. Em vez disso, o próprio magneto permanente é modificado, por meio da variação das alturas dos anéis permanentes, para aumentar a homogeneidade do campo magnético.

[0041] Em algumas modalidades, as alturas dos anéis de magneto permanente podem ser variadas fazendo com que cada um dos anéis de magneto permanente tenha uma altura respectiva diferente. Em algumas modalidades, um par de alturas pode ser diferente um do outro em pelo menos 1%, 5%, 10%, em pelo menos 15%, em pelo menos 20%, em pelo menos 25%, em pelo menos 50 %, ou por qualquer outra quantidade adequada no intervalo de 1-100%. Por exemplo, como mostrado nas figuras 7A-L, um magneto permanente pode incluir quatro anéis com alturas de 22 mm, 26 mm, 30 mm e 34 mm, respectivamente. Deve ser observado, no entanto, em algumas modalidades, que alguns e nem todos os anéis de magneto permanente têm diferentes alturas respectivas. Por exemplo, em algumas modalidades, dois dos anéis de magneto permanente podem ter a mesma altura, mas dois dos anéis de magneto permanente podem ter alturas diferentes.

[0042] Por conseguinte, algumas modalidades incluem um aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de ressonância magnética. O aparelho pode incluir um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de imagem por ressonância magnética. O primeiro magneto B0 pode incluir vários anéis de magneto permanente, pelo menos dois dos quais têm alturas diferentes. Em algumas modalidades, todos os anéis de magneto permanente no primeiro magneto B0 podem ter diferentes alturas respectivas.

[0043] Em algumas modalidades, o primeiro magneto B0 pode ser um de vários magnetos B0 em que cada um produz um respectivo campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de MRI. Por exemplo, o primeiro magneto B0 pode ser um dos dois magnetos permanentes em uma geometria biplanar, em que cada um gera um respectivo campo magnético e que, juntamente com uma forma de yoke (por exemplo, como mostrado na figura 2), pelo menos uma parte de um aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de MRI.

[0044] Por conseguinte, em algumas modalidades, o aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de ressonância magnética também inclui um segundo magneto B0 configurado para produzir um segundo campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de MRI. O segundo magneto B0 inclui vários anéis de magneto permanente, pelo menos dois dos quais têm alturas diferentes. Em algumas modalidades, todos os anéis de magneto permanente no segundo magneto B0 podem ter diferentes alturas respectivas.

[0045] Em algumas modalidades, os primeiro e segundo magnetos B0 podem ser dispostos um em relação ao outro, de modo que uma região de imagem seja fornecida entre eles. Em algumas modalidades, as diferentes alturas dos anéis de magneto permanente no primeiro e no segundo magneto B0 podem ser selecionadas para obter um campo magnético mais homogêneo, para um campo de visão fixo dentro da região de imagem, do que seria obtido se as alturas dos anéis de magneto permanente fossem iguais. Por exemplo, para um campo de visão esférico com um diâmetro na faixa de 17 a 23 cm (por exemplo, 20 cm), as alturas dos anéis de magneto permanente no primeiro e no segundo magneto B0 podem ser selecionadas para obter um campo magnético que tem um nível de homogeneidade que é pelo menos um fator de dois (ou três ou quatro ou cinco, etc.) menor do que o nível de homogeneidade no campo de visão esférico, que seria obtido se as alturas dos anéis de magneto permanente fossem iguais.

[0046] Em algumas modalidades, as diferentes alturas dos anéis de magneto permanente no primeiro e no segundo magneto B0 podem ser selecionadas para obter, para um determinado nível de homogeneidade de campo magnético (por exemplo, um nível na faixa de 500-1000 ppm tal como, por exemplo 700 ppm) um campo de visão com um volume que é maior do que (por exemplo, por pelo menos 5%, pelo menos 10%, pelo menos 15%, pelo menos 25%, pelo menos 30%, pelo menos 50%, etc.) o volume do campo de visão com o mesmo nível de homogeneidade do campo magnético que poderia ser alcançado usando anéis de magneto permanente com alturas iguais. O nível de homogeneidade pode ser medido em desvios de partes por milhão (ppm). Quanto menor o nível de homogeneidade, mais homogêneo é o campo magnético. Da mesma forma, quanto maior o nível de homogeneidade, menos homogêneo é o campo magnético.

[0047] Em algumas modalidades, os anéis de magneto permanente no primeiro magneto B0 são concêntricos em torno de um centro comum. Em algumas modalidades, as alturas dos anéis de magneto permanente aumentam monotonicamente a partir do anel mais interno para o anel mais externo. Por exemplo, a primeira pluralidade de anéis pode ter os primeiro, segundo, terceiro e quarto anéis dispostos nessa ordem com o primeiro anel sendo o anel mais interno e o quarto anel sendo o anel mais externo em relação ao centro comum. Nesse exemplo, a altura do quarto anel pode ser a maior, a altura do terceiro anel pode ser o segundo maior, a altura do segundo anel pode ser o terceiro maior e a altura do primeiro anel (que pode ser um disco, que não tem um orifício no centro) é o menor. Deve ser observado que o número de anéis de magneto permanente no primeiro magneto B0 não está limitado a quatro anéis e pode ser qualquer número adequado de anéis (por exemplo, dois, três, cinco, seis, sete, oito, nove, dez, onze, doze, treze, quatorze e quinze).

[0048] Em algumas modalidades, cada um dos anéis de magneto permanente pode incluir vários segmentos permanentes. Em algumas modalidades, vários (por exemplo, todos) os segmentos de um anel de magneto permanente específico podem ter a mesma altura. Em algumas modalidades, os segmentos de magneto permanente de um anel de magneto permanente podem incluir segmentos de arco circular. Em algumas modalidades, os segmentos de magneto permanente de um anel de magneto permanente podem incluir blocos retangulares. Em algumas modalidades, os segmentos de magneto permanente de um anel de magneto permanente podem incluir blocos trapezoidais.

[0049] Em algumas modalidades, os anéis de magneto permanente no segundo magneto B0 podem ser projetados para ter as mesmas alturas que os anéis de magneto permanente no primeiro magneto B0. Dessa forma, cada anel de magneto permanente no primeiro magneto B0 tem um anel de magneto permanente correspondente no segundo magneto B0, e cada par de anéis de magneto permanente correspondentes têm segmentos de magneto permanente da mesma altura.

[0050] Em algumas modalidades, o primeiro e o segundo magneto B0 contribuem para o campo magnético B0 para o sistema de MRI, e o campo magnético B0 tem uma intensidade de campo menor ou igual a aproximadamente 0,2T e maior que ou igual a aproximadamente 0,1T.

[0051] Em algumas modalidades, o primeiro e o segundo magneto B0 contribuem para o campo magnético B0 para o sistema de MRI e o campo magnético B0 tem uma intensidade de campo menor ou igual a aproximadamente 0,1T e maior que ou igual a aproximadamente 50 mT.

[0052] Em algumas modalidades, o primeiro e o segundo magneto B0 contribuem para o campo magnético B0 para o sistema de MRI, e o campo magnético B0 tem uma intensidade de campo menor ou igual a aproximadamente 50 mT e maior ou igual a aproximadamente 20 mT.

[0053] Deve ser observado que as técnicas aqui descritas podem ser implementadas em qualquer uma das inúmeras maneiras, uma vez que as técnicas não estão limitadas a qualquer forma particular de implementação. Os exemplos de detalhes de implementação são fornecidos aqui apenas para fins ilustrativos. Além disso, as técnicas aqui divulgadas podem ser usadas individualmente ou em qualquer combinação adequada, uma vez que os aspectos da tecnologia aqui descritos não estão limitados ao uso de qualquer técnica particular ou combinação de técnicas.

[0054] A figura 1 é um diagrama de blocos de componentes típicos de um sistema de MRI 100. No exemplo ilustrativo da figura 1, o sistema de MRI 100 compreende o dispositivo de computação 104, o controlador 106, o armazenamento de sequências de pulso 108, o sistema de gerenciamento de energia 110 e os componentes magnéticos 120. Deve ser observado que o sistema 100 é ilustrativo e que um sistema de MRI pode ter um ou mais outros componentes de qualquer tipo adequado além ou em vez dos componentes ilustrados na figura 1. No entanto, um sistema de ressonância magnética geralmente inclui esses componentes de alto nível, embora a implementação desses componentes para um sistema de ressonância magnética em particular possa ser muito diferente.

[0055] Conforme ilustrado na figura 1, os componentes magnéticos 120 compreendem o magneto B0 122, bobinas homogeneizadoras 124, bobinas de transmissão e recepção de RF 126 e bobinas de gradiente

128. O magneto 122 pode ser usado para gerar o campo magnético principal B0. O magneto 122 pode ser de qualquer tipo adequado ou combinação de componentes magnéticos que podem gerar um campo magnético principal B0 desejado. Conforme descrito acima, no regime de alto campo, o magneto B0 é normalmente formado com o uso do material supercondutor geralmente fornecido em uma geometria de solenóide, que exige sistemas de resfriamento criogênico para manter o magneto B0 em um estado supercondutor. Assim, os magnetos B0 de alto campo são caros, complicados e consomem grandes quantidades de energia (por exemplo, sistemas de resfriamento criogênicos requerem energia significativa para manter as temperaturas extremamente baixas necessárias para manter o magneto B0 em um estado supercondutor), requerem grande quantidade de energia dedicada espaços e conexões de energia dedicadas especializadas (por exemplo, uma conexão de energia trifásica dedicada à rede elétrica). Os magnetos de baixo campo B0 convencionais (por exemplo, magnetos B0 que operam a 0,2T) são também frequentemente implementados com o uso de material supercondutor e, por conseguinte, têm as mesmas exigências gerais.

[0056] Outros magnetos B0 convencionais de baixo campo são implementados com o uso de magnetos permanentes, que para produzir as intensidades de campo às quais os sistemas convencionais de baixo campo são limitados (por exemplo, entre 0,2T e 0,3T devido à incapacidade de adquirir imagens úteis em forças de campo inferiores), precisam ser magnetos muito grandes, que pesam 5 a 20 toneladas. Assim, apenas o magneto B0 dos sistemas convencionais de ressonância magnética impede a portabilidade e o preço acessível.

[0057] As bobinas de gradiente 128 podem ser dispostas para fornecer campos de gradiente e, por exemplo, podem ser dispostas para gerar gradientes no campo B0 em três direções substancialmente ortogonais (X, Y, Z). As bobinas de gradiente 128 podem ser configuradas para codificar sinais de MR emitidos variando sistematicamente o campo B0 (o campo B0 gerado pelo magneto 122 e/ou bobinas homogeneizadoras 124) para codificar a localização espacial dos sinais de MR recebidos em função da frequência ou da fase. Por exemplo, as bobinas de gradiente 128 podem ser configuradas para variar a frequência ou a fase como uma função linear da localização espacial ao longo de uma direção particular, embora os perfis de codificação espacial mais complexos também possam ser fornecidos com o uso de bobinas de gradiente não lineares. Por exemplo, uma primeira bobina de gradiente pode ser configurada para variar seletivamente o campo B0 em uma primeira direção (X) para realizar a codificação de frequência nessa direção, uma segunda bobina de gradiente pode ser configurada para variar seletivamente o campo B0 em uma segunda direção (Y) substancialmente ortogonal à primeira direção para realizar a codificação de fase, e uma terceira bobina de gradiente pode ser configurada para variar seletivamente o campo B0 em uma terceira direção (Z) substancialmente ortogonal às primeira e segunda direções para permitir a seleção de fatia para aplicações de imagem volumétrica. Conforme descrito acima, as bobinas de gradiente convencionais também consomem energia significativa, sendo normalmente operadas por fontes grandes e caras de energia de gradiente.

[0058] A ressonância magnética é realizada estimulando e detectando sinais de RM emitidos com o uso de bobinas de transmissão e recepção, respectivamente (geralmente chamadas de bobinas de radiofrequência (RF)). As bobinas de transmissão/recepção podem incluir bobinas separadas para transmissão e recepção, múltiplas bobinas para transmissão e/ou recepção, ou as mesmas bobinas para transmissão e recepção. Assim, um componente de transmissão/recepção pode incluir uma ou mais bobinas para transmissão, uma ou mais bobinas para recepção e/ou uma ou mais bobinas para transmissão e recepção. As bobinas de transmissão/recepção também são frequentemente referidas como bobinas Tx/Rx ou Tx/Rx para se referir de forma genérica às várias configurações para o componente magnético de transmissão e recepção de um sistema de ressonância magnética. Esses termos são usados alternadamente aqui. Na figura 1, as bobinas de transmissão e recepção de RF 126 compreendem uma ou mais bobinas de transmissão que podem ser usadas para gerar pulsos de RF para induzir um campo magnético oscilante B1. A(s) bobina(s) de transmissão pode(m) ser configurada(s) para gerar quaisquer tipos adequados de pulsos de RF.

[0059] O sistema de gerenciamento de energia 110 inclui eletrônicos para fornecer energia operacional a um ou mais componentes do sistema de MRI de baixo campo 100. Por exemplo, o sistema de gerenciamento de energia 110 pode incluir uma ou mais fontes de energia, componentes de energia gradiente, componentes de bobina de transmissão, e/ou qualquer outro sistema eletrônico de potência adequado necessário para fornecer potência operacional adequada para energizar e operar os componentes do sistema de MRI

100. Conforme ilustrado na figura 1, o sistema de gerenciamento de energia 110 compreende a fonte de alimentação 112, o(s) componente(s) de energia 114, interruptor de transmissão/recepção 116 e componentes de gerenciamento térmico 118 (por exemplo, equipamento de resfriamento criogênico para magnetos supercondutores). A fonte de alimentação 112 inclui eletrônicos para fornecer energia operacional aos componentes magnéticos 120 do sistema MRI 100. Por exemplo, a fonte de alimentação 112 pode incluir eletrônicos para fornecer energia operacional a uma ou mais bobinas B0 (por exemplo, magneto B0 122) para produzir o campo magnético principal para o sistema de ressonância magnética de baixo campo. A chave de transmissão/recepção 116 pode ser usada para selecionar se as bobinas de transmissão de RF ou bobinas de recepção de RF estão sendo operadas.

[0060] O(s) componente(s) de energia 114 pode(m) incluir um ou mais pré-amplificadores de recepção de RF (Rx) que amplificam os sinais de MR detectados por uma ou mais bobinas de recepção de RF (por exemplo, bobinas 126), um ou mais componentes de energia de transmissão de RF (Tx) configurados para fornecer energia a uma ou mais bobinas de transmissão de RF (por exemplo, bobinas 126), um ou mais componentes de energia gradiente configurados para fornecer energia a uma ou mais bobinas de gradiente (por exemplo, bobinas de gradiente 128) e um ou mais componentes de energia de homogeneizadoras configurado para fornecer energia a uma ou mais bobinas homogeneizadoras (por exemplo, bobinas homogeneizadoras 124).

[0061] Em sistemas convencionais de ressonância magnética, os componentes de energia são grandes, caros e consomem energia significativa. Normalmente, os eletrônicos de energia ocupam uma sala separada do próprio scanner de ressonância magnética. Os eletrônicos de energia não requerem apenas espaço substancial, mas são dispositivos caros e complexos que consomem energia substancial e requerem suportes montados na parede para serem apoiados. Assim, os eletrônicos de energia do sistema de ressonância magnética convencional também previnem a portabilidade e a acessibilidade de ressonância magnética.

[0062] Conforme ilustrado na figura 1, o sistema de MRI 100 inclui o controlador 106 (também referido como um console) que tem os eletrônicos de controle para enviar as instruções e receber as informações do sistema de gerenciamento de energia 110. O controlador 106 pode ser configurado para implementar uma ou mais sequências de pulso, que são usadas para determinar as instruções enviadas para o sistema de gerenciamento de energia 110 para operar os componentes magnéticos 120 em uma sequência desejada (por exemplo, os parâmetros para operar as bobinas de transmissão e recepção de RF 126, os parâmetros para operar bobinas de gradiente 128, etc.). Conforme ilustrado na figura 1, o controlador 106 também interage com o dispositivo de computação 104 programado para processar os dados de MR recebidos. Por exemplo, o dispositivo de computação 104 pode processar os dados de MR recebidos para gerar uma ou mais imagens MR usando qualquer(s) processo(s) de reconstrução de imagem adequado. O controlador 106 pode fornecer as informações sobre uma ou mais sequências de pulso para o dispositivo de computação 104 para o processamento de dados pelo dispositivo de computação. Por exemplo, o controlador 106 pode fornecer as informações sobre uma ou mais sequências de pulso para o dispositivo de computação 104 e o dispositivo de computação pode executar um processo de reconstrução de imagem com base, pelo menos em parte, nas informações fornecidas. Em sistemas convencionais de ressonância magnética, o dispositivo de computação 104 normalmente inclui uma ou mais estações de trabalho de alto desempenho configuradas para realizar o processamento computacionalmente caro em dados de ressonância magnética de forma relativamente rápida. Esses dispositivos de computação são equipamentos relativamente caros por si só.

[0063] Outro aspecto da portabilidade envolve o consumo de energia do sistema de ressonância magnética. Como também descrito acima, os atuais sistemas de ressonância magnética clínica consomem grandes quantidades de energia (por exemplo, variando de 20 kW a 40 kW de consumo médio de energia durante a operação), exigindo conexões de energia dedicadas (por exemplo, conexões de energia trifásicas dedicadas à rede capaz de fornecer a energia necessária). A exigência de uma conexão de energia dedicada é outro obstáculo para a operação de um sistema de ressonância magnética em uma variedade de locais que não sejam ambientes dedicados caros especialmente equipados com as conexões de energia adequadas. Os inventores desenvolveram sistemas de ressonância magnética de baixa potência capazes de operar com o uso de eletricidade, como uma tomada padrão de parede (por exemplo, conexão de 120V/20A nos EUA) ou grandes tomadas de eletrodomésticos comuns (por exemplo, 220-240V/30A),

permitindo que o dispositivo ser operado em qualquer lugar com tomadas de energia comuns. A capacidade de “conectar na parede” facilita as instalações de sistemas de ressonância magnética portáteis/transportáveis e fixas sem a necessidade de alimentação especial e dedicada, como uma conexão de energia trifásica.

[0064] De acordo com algumas modalidades, um sistema de MRI portátil (por exemplo, qualquer um dos sistemas portáteis de MRI ilustrados nas figuras 10, 12 e 13 abaixo) é configurado para operar usando eletricidade principal (por exemplo, eletricidade monofásica fornecida em tomadas padrão de parede) através de uma conexão de energia 1270 (vide, por exemplo, a figura 12B). De acordo com algumas modalidades, um sistema de MRI portátil compreende uma conexão de energia configurada para se conectar a uma tomada monofásica fornecendo aproximadamente entre 110 e 120 volts e classificada em 15, 20 ou 30 amperes, e em que o sistema de energia é capaz de fornecer a energia para operar o sistema portátil de ressonância magnética com a energia fornecida pela tomada monofásica. De acordo com algumas modalidades, um sistema de MRI portátil compreende uma conexão de energia configurada para se conectar a uma tomada monofásica fornecendo aproximadamente entre 220 e 240 volts e avaliada em 15, 20 ou 30 amperes, e em que o sistema de energia é capaz de fornecer a energia para operar o sistema de imagem por ressonância magnética a partir da energia fornecida pela tomada monofásica. De acordo com algumas modalidades, um sistema de MRI portátil é configurado com o uso de técnicas de baixa potência aqui descritas para usar uma média de menos de 3 quilowatts durante a aquisição de imagem. De acordo com algumas modalidades, um sistema de MRI portátil é configurado com o uso de técnicas de baixa potência aqui descritas para usar uma média de menos de 2 quilowatts durante a aquisição de imagem. De acordo com algumas modalidades,

um sistema de MRI portátil é configurado com o uso de técnicas de baixa potência aqui descritas para usar uma média de menos de 1 quilowatt durante a aquisição de imagem. Por exemplo, um sistema de MRI de baixa potência que utiliza um magneto permanente B0 e componentes de baixa potência aqui descritos pode operar a 1 quilowatt ou menos, tal como a 750 watts ou menos.

[0065] Como descrito acima, uma contribuição significativa para o tamanho, para o custo e para o consumo de energia dos sistemas de ressonância magnética convencionais são os eletrônicos de energia para alimentar os componentes magnéticos do sistema MRI. Os componentes eletrônicos de potência para sistemas convencionais de ressonância magnética geralmente requerem uma sala separada, são caros e consomem energia significativa para operar os componentes magnéticos correspondentes. Em particular, as bobinas de gradiente e sistemas de gerenciamento térmico utilizados para resfriar as bobinas de gradiente sozinhas requerem, em geral, conexões de energia dedicadas e proíbem a operação de tomadas padrão de parede. Os inventores desenvolveram fontes de energia de gradiente de baixo ruído e de baixa potência capazes de alimentar as bobinas de gradiente de um sistema de ressonância magnética que podem, de acordo com algumas modalidades, ser alojadas no mesmo aparelho portátil, carregado ou de outra forma transportado como os componentes magnéticos do sistema de ressonância magnética. De acordo com algumas modalidades, os eletrônicos de potência para alimentar as bobinas de gradiente de um sistema de MRI consomem menos de 50W quando o sistema está ocioso e entre 100-200W quando o sistema de MRI está operando (isto é, durante a aquisição de imagem). Os inventores desenvolveram eletrônicos de energia (por exemplo, eletrônicos de energia de baixa potência e de baixo ruído) para operar um sistema portátil de ressonância magnética de baixo campo que cabe no espaço do scanner portátil de ressonância magnética. De acordo com algumas modalidades, o design mecânico inovador permitiu o desenvolvimento de um scanner de MRI que é operável dentro dos limites de uma variedade de ambientes clínicos, nos quais o sistema é necessário.

[0066] No centro do desenvolvimento de um sistema de ressonância magnética de baixa potência, de baixo custo e/ou portátil está a redução da intensidade do campo do magneto B0, que pode facilitar a redução no tamanho, peso, despesas e consumo de energia. No entanto, conforme descrito acima, a redução da intensidade do campo tem uma redução correspondente e significativa na SNR. Essa redução significativa na SNR evitou que os sistemas clínicos de ressonância magnética reduzissem a intensidade do campo abaixo do piso atual de aproximadamente 0,2T, cujos sistemas permanecem como instalações grandes, pesadas, caras e fixas que requerem espaços especializados e dedicados. Embora alguns sistemas tenham sido desenvolvidos para operar entre 0,1T e 0,2T, esses sistemas costumam ser dispositivos especializados para realizar a varredura de extremidades como mãos, braços ou joelhos. Os inventores desenvolveram sistemas de ressonância magnética que operam em baixo campo e campo muito baixo, capazes de adquirir imagens clinicamente úteis. Algumas modalidades incluem sequências de pulso altamente eficientes que facilitam a aquisição de imagens clinicamente úteis em baixas intensidades de campo do que anteriormente possível. A relação sinal/ruído do sinal de RM está relacionada à intensidade de campo magnético principal B0 e é um dos principais fatores que levam os sistemas clínicos a operar no regime de alto campo. As sequências de pulso desenvolvidas pelos inventores que facilitam a aquisição de imagens clinicamente úteis são descritas na publicação do pedido de patente U.S. n° 2016/0131727, depositado no dia 11 de novembro de

2015 e intitulado "Pulse Sequences for Low Field Magnetic Resonance", que é aqui incorporado a título de referência em sua totalidade.

[0067] Outras técnicas desenvolvidas pelos inventores para abordar a baixa SNR de baixa intensidade de campo incluem a otimização da configuração de bobinas de transmissão e/ou recepção de radiofrequência (RF) para melhorar a capacidade das bobinas de transmissão/recepção de RF de transmitir os campos magnéticos e detectar os sinais de MR emitidos. Os inventores observaram que as baixas frequências de transmissão no regime de baixo campo permitem projetos de bobinas de RF que não são possíveis em intensidades de campos mais altas, e desenvolveram bobinas de RF com sensibilidade melhorada, aumentando assim o SNR do sistema de MRI. Os projetos de exemplo de bobinas de RF e técnicas de otimização desenvolvidas pelos inventores são descritos na publicação do pedido de patente U.S. N° 2016/0334479, depositada no dia 12 de maio de 2016, e intitulada "Radio Frequency Coil Methods and Apparatus", que é aqui incorporado a título de referência em sua totalidade.

[0068] Uma causa significativa para o alto custo, tamanho, peso e consumo de energia da ressonância magnética de alto campo é o próprio magneto B0 junto com o aparelho necessário para alimentar o magneto B0 e realizar o gerenciamento térmico do mesmo. Em particular, para produzir as intensidades de campo características de MRI de alto campo, o magneto B0 é tipicamente implementado como um eletromagneto configurado em uma geometria solenoide com o uso de fios supercondutores que precisam de um sistema de resfriamento criogênico para manter os fios em um estado supercondutor. Não só o material supercondutor é caro em si, mas o equipamento criogênico para manter o estado supercondutor também é caro e complexo.

[0069] Os inventores reconheceram que o contexto de baixo campo permite projetos de magneto B0 que não são viáveis no regime de alto campo. Por exemplo, devido, pelo menos em parte, às intensidades de campo mais baixas, o material supercondutor e os sistemas de resfriamento criogênicos correspondentes podem ser eliminados. Devido, em parte, às intensidades de baixo campo, os eletromagnetos B0 construídos com material não supercondutor (por exemplo, cobre) podem ser utilizados no regime de baixo campo. No entanto, tais eletromagnetos ainda podem consumir quantidades relativamente grandes de energia durante a operação. Por exemplo, operar um eletromagneto usando um condutor de cobre para gerar um campo magnético de 0,2T ou mais requer uma conexão de alimentação dedicada ou especializada (por exemplo, uma conexão de energia trifásica dedicada). Os inventores desenvolveram sistemas de ressonância magnética que podem ser operados com o uso de eletricidade da rede elétrica (isto é, energia padrão de parede), permitindo que o sistema de ressonância magnética seja alimentado em qualquer local com conexão de energia comum, como uma tomada padrão de parede (por exemplo, conexão de 120V/20A nos EUA) ou tomadas grandes de eletrodomésticos comuns (por exemplo, 220-240 V/30A). Assim, um sistema de ressonância magnética de baixa potência facilita a portabilidade e a disponibilidade, permitindo que um sistema de ressonância magnética seja operado em locais onde for necessário (por exemplo, o sistema de ressonância magnética pode ser levado ao paciente em vez do paciente ir até o sistema). Além disso, operar com energia padrão de parede elimina os eletrônicos convencionalmente necessários para converter a energia trifásica em energia monofásica e suavizar a energia fornecida diretamente da rede. Em vez disso, a energia da parede pode ser convertida diretamente em CC e distribuída para alimentar os componentes do sistema de ressonância magnética.

[0070] A principal causa para o consumo geral de energia de um sistema de ressonância magnética de baixo campo que utiliza um magneto B0, como um eletromagneto, é o eletromagneto. Por exemplo, o eletromagneto pode consumir 80% ou mais da energia do sistema MRI geral. Para reduzir significativamente os requisitos de energia do sistema de MRI, os inventores desenvolveram magnetos B0 que utilizam magnetos permanentes para produzir e/ou contribuir para o campo eletromagnético B0. De acordo com algumas modalidades, os eletromagnetos B0 são substituídos por magnetos permanentes como a fonte principal do campo eletromagnético B0. Um magneto permanente se refere a qualquer objeto ou material que mantém seu próprio campo magnético persistente uma vez magnetizado. Os materiais que podem ser magnetizados para produzir um magneto permanente são referidos neste documento como ferromagnético e incluem, como exemplos não limitativos, ferro, níquel, cobalto, ligas de neodímio (NdFeB), ligas de samário cobalto (SmCo), ligas de alnico ( AlNiCo) ferrita de estrôncio, ferrita de bário, etc. O material de magneto permanente (por exemplo, material magnetizável que foi levado à saturação por um campo de magnetização) retém seu campo magnético quando o campo de direção é removido. A quantidade de magnetização retida por um determinado material é conhecida como remanência do material. Assim, uma vez magnetizado, um magneto permanente gera um campo magnético correspondente ao seu remanescente, eliminando a necessidade de uma fonte de energia para produzir o campo magnético.

[0071] O peso do magneto B0 é uma parte significativa do peso total do sistema de ressonância magnética, que, por sua vez, causa impacto na portabilidade do sistema de ressonância magnética. Em modalidades que usam principalmente aço de baixo carbono e/ou de silício para os componentes de yoke e homogeneizador, um magneto B0 de exemplo pode pesar aproximadamente 550 quilogramas. De acordo com algumas modalidades, o aço cobalto (CoFe) pode ser usado como o material primário para o yoke (e, possivelmente, os componentes homogeneizadores), reduzindo potencialmente o peso do magneto B0 200 em aproximadamente 450 quilogramas. No entanto, o CoFe é, em geral, mais caro que, por exemplo, aço de baixo carbono, aumentando o custo do sistema. Por conseguinte, em algumas modalidades, os componentes selecionados podem ser formados com o uso de CoFe para equilibrar a compensação entre o custo e o peso decorrente de seu uso. Com o uso de tais magnetos B0 de exemplo, um sistema de MRI portátil, carregável ou de outra forma transportável pode ser construído, por exemplo, integrando o magneto B0 em um compartimento, estrutura ou outro corpo ao qual rodízios, rodas ou outros meios de locomoção podem ser fixados para permitir que o sistema de MRI seja transportado para os locais desejados (por exemplo, empurrando manualmente o sistema de MRI e/ou incluindo assistência motorizada). Como resultado, um sistema de ressonância magnética pode ser levado ao local em que for necessário, aumentando sua disponibilidade e seu uso como um instrumento clínico, disponibilizando aplicações de ressonância magnética que antes não eram possíveis. De acordo com algumas modalidades, o peso total de um sistema de MRI portátil é inferior a 1.500 libras e, de preferência, inferior a 1000 libras para facilitar a capacidade de operação do sistema de MRI.

[0072] A figura 2 ilustra um magneto B0 200, de acordo com algumas modalidades. Em particular, o magneto B0 200 é formado por magnetos permanentes 210a e 210b dispostos em uma geometria biplanar com um yoke 220 acoplado a eles para capturar o fluxo eletromagnético produzido pelos magnetos permanentes e transferir o fluxo para o magneto permanente oposto para aumentar a densidade de fluxo entre os magnetos permanentes 210a e 210b. Cada um dos magnetos permanentes 210a e 210b é formado a partir de uma pluralidade de magnetos permanentes concêntricos, como mostrado pelo magneto permanente 210b, que compreende um anel externo de magnetos permanentes 214a, um anel intermediário de magnetos permanentes 214b, um anel interno de magnetos permanentes 214c e um disco de magneto permanente 214d no centro. O magneto permanente 210a pode compreender o mesmo conjunto de elementos de magneto permanente que o magneto permanente 210b. O material de magneto permanente usado pode ser selecionado dependendo dos requisitos de projeto do sistema (por exemplo, NdFeB, SmCo, etc. dependendo das propriedades desejadas).

[0073] O material do magneto permanente usado pode ser selecionado dependendo dos requisitos de projeto do sistema. Por exemplo, de acordo com algumas modalidades, os magnetos permanentes (ou alguma parte deles) podem ser feitos de NdFeB, que produz um campo magnético com um campo magnético relativamente alto por unidade de volume de material uma vez magnetizado. De acordo com algumas modalidades, o material SmCo é usado para formar os magnetos permanentes ou alguma parte desses. Enquanto o NdFeB produz intensidades de campo mais altas (e, em geral, é mais barato que SmCo), o SmCo exibe menos deriva térmica e, portanto, fornece um campo magnético mais estável com relação às oscilações de temperatura. Outros tipos de material(s) de magneto permanente também podem ser usados, uma vez que os aspectos não são limitados com relação a isso. Em geral, o tipo ou os tipos de material de magneto permanente utilizados irá depender, pelo menos em parte, da intensidade de campo, da estabilidade de temperatura, do peso, do custo e/ou da facilidade de requisitos de utilização de um determinado magneto B0.

[0074] Os anéis de magneto permanente são dimensionados e dispostos para produzir um campo homogêneo de uma intensidade desejada na região central (campo de visão) entre os magnetos permanentes 210a e 210b. Na modalidade exemplar ilustrada na figura 2, cada anel de magneto permanente compreende uma pluralidade de blocos de material ferromagnético para formar o respectivo anel. Os blocos que formam cada anel podem ser dimensionados e dispostos para produzir um campo magnético desejado. Os inventores reconheceram que os blocos podem ser dimensionados de várias maneiras para diminuir o custo, reduzir o peso e/ou melhorar a homogeneidade do campo magnético produzido, conforme descrito neste documento em conexão com os anéis exemplares que juntos formam magnetos permanentes de um magneto B0, de acordo com algumas modalidades.

[0075] O magneto B0 200 compreende ainda um yoke 220 configurado e disposto para capturar o fluxo magnético gerado pelos magnetos permanentes 210a e 210b e direcioná-lo para o lado oposto do magneto B0 para aumentar a densidade de fluxo entre os magnetos permanentes 210a e 210b, aumentando a intensidade do campo dentro do campo de visão do magneto B0. Ao capturar o fluxo magnético e direcioná-lo para a região entre os magnetos permanentes 210a e 210b, menos material de magneto permanente pode ser usado para atingir uma intensidade de campo desejada, reduzindo assim o tamanho, o peso e o custo do magneto B0. Em alternativa, para determinados magnetos permanentes, a intensidade do campo pode ser aumentada, melhorando assim o SNR do sistema sem ter que usar maiores quantidades de material de magneto permanente. Para o magneto B 0 200 de exemplo, o yoke 220 compreende uma armação 222 e placas 224a e 224b. De uma maneira semelhante àquela descrita acima em conjunto com o yoke 220, as placas 324a e 324b capturam o fluxo magnético gerado pelos magnetos permanentes 210a e 210b e o direcionam para a armação 222 para ser circulado através do caminho de retorno magnético do yoke para aumentar a densidade de fluxo no campo de visão do magneto B0. O yoke 220 pode ser construído a partir de qualquer material ferromagnético desejado, por exemplo, aço de baixo carbono, CoFe e/ou aço silício, etc. para fornecer as propriedades magnéticas desejadas para o yoke. De acordo com algumas modalidades, as placas 224a e 224b (e/ou armação 222 ou suas partes) podem ser construídas a partir de aço silício ou semelhante em áreas, onde as bobinas de gradiente podem induzir correntes parasitas de forma mais prevalente.

[0076] A armação de exemplo 222 compreende braços 223a e 223b que se fixam às placas 224a e 224b, respectivamente, e suportes 225a e 225b que fornecem o caminho de retorno magnético para o fluxo gerado pelos magnetos permanentes. Os braços são, em geral, projetados para reduzir a quantidade de material necessária para sustentar os magnetos permanentes, ao mesmo tempo em que fornecem seção transversal suficiente para o caminho de retorno do fluxo magnético gerado pelos magnetos permanentes. Os braços 223a e 223b têm dois suportes dentro de um caminho de retorno magnético para o campo B0 produzido pelo magneto B0. Os suportes 225a e 225b são produzidos com um espaço 227 formado entre eles, que fornece uma medida da estabilidade à armação e/ou leveza à estrutura, fornecendo seção transversal suficiente para o fluxo magnético gerado pelos magnetos permanentes. Por exemplo, a seção transversal necessária para o caminho de retorno do fluxo magnético pode ser dividida entre as duas estruturas de suporte, proporcionando assim um caminho de retorno suficiente enquanto aumenta a integridade estrutural da armação. Deve ser observado que os suportes adicionais podem ser adicionados à estrutura, uma vez que a técnica não é limitada para o uso com apenas dois suportes e qualquer número específico múltiplas de estruturas de suporte.

[0077] A figura 3 ilustra uma vista de cima para baixo de um magneto permanente 310, que pode, por exemplo, ser usado como o design para os magnetos permanentes 210a e 210b do magneto B0 200 ilustrado na figura 2. O magneto permanente 310 compreende anéis concêntricos 310a, 310b e 310c, cada um construído com uma pluralidade de pilhas de blocos ferromagnéticos e um disco ferromagnético 310d no centro. A direção da armação do yoke à qual o magneto permanente está preso é indicada pela seta 22. Em modalidades nas quais o yoke não é simétrico (por exemplo, yoke 220), o yoke fará com que o campo magnético produzido pelos magnetos permanentes, para os quais ele captura e foca o fluxo magnético, sejam assimétricos também, impactando negativamente a uniformidade do campo magnético B0.

[0078] De acordo com algumas modalidades, as dimensões do bloco são variadas para compensar os efeitos do yoke no campo magnético produzido pelo magneto permanente. Por exemplo, as dimensões dos blocos nas quatro regiões 315a, 315b, 315c e 315d marcadas na figura 3 pode ser variadas dependendo de qual região o respectivo bloco está localizado. Em particular, a altura dos blocos (por exemplo, a dimensão do bloco normal ao plano do magneto circular 310) pode ser maior na região 315c mais distante da estrutura do que os blocos correspondentes na região 315a mais próxima da estrutura. A altura do bloco pode variar em um ou mais anéis ou partes dos mesmos, uma vez que a técnica de compensação para os efeitos do yoke não se limita a variar qualquer bloco específico, conjunto de blocos e/ou qualquer dimensão específica. Um exemplo de dimensão de bloco variável para compensar os efeitos de yoke é descrito em mais detalhes abaixo. De acordo com algumas modalidades, as alturas dos blocos variam dependendo do anel de magneto permanente no qual o bloco está localizado. Por exemplo, as alturas dos blocos em cada anel podem variar de modo que cada anel de magneto permanente tenha uma altura diferente. Os inventores perceberam que, ao fazer isso, o campo de visão pode ser aumentado (isto é, o dispositivo de MRI pode ser configurado com uma região de imagem maior). Um exemplo de variação das alturas dos anéis de magneto permanente é descrito em mais detalhes em conexão com as figuras 5-7 abaixo.

[0079] De acordo com algumas modalidades, o material usado para partes de yoke 220 (isto é, armação 222 e/ou placas 224a, 224b) é aço, por exemplo, um aço de baixo carbono, aço silício, aço cobalto, etc. para algumas modalidades, as bobinas de gradiente (não mostradas nas figuras 2, 3) do sistema de MRI são dispostas em relativa proximidade às placas 224a, 224b induzindo correntes parasitas nas placas. Para atenuar, as placas 224a, 224b e/ou a armação 222 podem ser construídas de aço silício que é, em geral, mais resistente à produção de correntes parasitas do que, por exemplo, aço de baixo carbono. Deve ser observado que o yoke 220 pode ser construído com o uso de qualquer material ferromagnético com permeabilidade magnética suficiente e as partes individuais (por exemplo, armação 222 e placas 224a, 224b) podem ser construídas a partir do mesmo material ferromagnético ou diferente, conforme as técnicas de aumento de fluxo densidade não se limitam ao uso com qualquer tipo particular de material ou combinação de materiais. Além disso, deve ser observado que o yoke 220 pode ser formado com o uso de diferentes geometrias e disposições.

[0080] Deve ser observado que o yoke 220 pode ser produzido a partir de qualquer material adequado e pode ser dimensionado para fornecer a captura de fluxo magnético desejado, enquanto satisfaz outras restrições de projeto, como peso, custo, propriedades magnéticas, etc. Como um exemplo, a armação do yoke (por exemplo, armação 222) pode ser formada por um aço de baixo carbono com menos de 0,2% de carbono ou aço silício, com a(s) viga(s) longa(s)

tendo um comprimento de aproximadamente 38 polegadas, uma largura de aproximadamente 8 polegadas, e uma espessura (profundidade) de aproximadamente 2 polegadas, e a(s) vigas(s) curta(s) tendo um comprimento de aproximadamente 19 polegadas, uma largura de aproximadamente 8 polegadas e uma espessura (profundidade) de aproximadamente 2 polegadas. As placas (por exemplo, as placas 224a e 224b) podem ser formadas por um aço de baixo carbono com menos de 0,2% de carbono ou aço silício e podem ter um diâmetro de aproximadamente 30-35 polegadas (por exemplo, aproximadamente 32 polegadas). No entanto, as dimensões e materiais fornecidos acima são meramente exemplares de uma modalidade adequada de um yoke que pode ser usado para capturar o fluxo magnético gerado por um eletromagneto.

[0081] Deve ser observado que o magneto permanente ilustrado na figura 2 podem ser fabricados com o uso de qualquer número e disposição de blocos de magneto permanente e não estão limitados ao número, disposição, dimensões ou materiais aqui ilustrados. A configuração dos magnetos permanentes dependerá, pelo menos em parte, das características de design do magneto B0, incluindo, mas não se limitando à intensidade do campo, ao campo de visão, à portabilidade e/ou ao custo desejado para o sistema de MRI em que o magneto B0 deve operar. Por exemplo, os blocos de magneto permanente podem ser dimensionados para produzir um campo magnético que varia de 20mT a 0,1T, dependendo da intensidade de campo desejada. No entanto, deve ser observado que outras intensidades de baixo campo (por exemplo, até aproximadamente 0,2T) podem ser produzidas ao aumentar as dimensões do magneto permanente, embora tais aumentos também aumentem o tamanho, o peso e o custo do magneto B0.

[0082] Em algumas modalidades, a altura ou profundidade dos blocos usados nos diferentes quadrantes pode variar para compensar os efeitos no campo magnético B0 que resultam de um yoke assimétrico. Por exemplo, na configuração ilustrada na figura 2, a posição da armação 222 (em particular, as pernas 225a e 225b) para os magnetos permanentes 210a e 210b resulta no fluxo magnético sendo puxado para longe das regiões próximas à estrutura (por exemplo, quadrante 215a), reduzindo a densidade de fluxo nessas regiões. Para lidar com a não uniformidade resultante no campo magnético, a altura ou profundidade dos blocos nas regiões afetadas pode ser variada (por exemplo, aumentada) para gerar o fluxo magnético adicional para compensar a redução na densidade de fluxo magnético causada pelo yoke, melhorando assim a homogeneidade do campo magnético B0 dentro do campo de visão do magneto B0.

[0083] Os inventores observaram que a disposição, as dimensões e os materiais usados para os blocos de magneto permanente podem ser escolhidos para minimizar as forças de Lorentz produzidas pela bobina B0 durante a operação das bobinas de gradiente. Essa técnica pode ser usada para reduzir a vibração e o ruído acústico durante a operação do sistema de ressonância magnética. De acordo com algumas modalidades, o projeto dos blocos de magneto permanente é escolhido para reduzir os componentes do campo magnético perpendiculares ao campo B0, ou seja, paralelos ao plano das bobinas de gradiente. De acordo com algumas modalidades, o anel externo de blocos de magneto permanente é projetado para reduzir os componentes do campo magnético responsáveis pela vibração das bobinas de gradiente durante a operação em áreas fora do campo de visão do sistema de MRI, reduzindo assim a vibração e o ruído acústico gerado durante a operação do sistema de ressonância magnética.

[0084] Conforme descrito aqui, em algumas modalidades, um magneto permanente B0 pode ser formado por um par de magnetos permanentes em uma geometria biplanar, de modo que uma região de imagem seja formada lá entre, e um yoke captura o produto de fluxo eletromagnético pelo par de magnetos permanentes e o direciona para aumentar a densidade do fluxo magnético dentro da região de imagem. Cada par de magnetos permanentes pode incluir vários anéis concêntricos de magneto permanente.

[0085] Em algumas modalidades, as alturas dos anéis de magneto permanente em cada um dos magnetos permanentes podem ser uniformes, com cada anel de magneto permanente tendo a mesma (ou substancialmente a mesma) altura que os outros anéis de magneto permanente. Por exemplo, a figura 4 A ilustra um magneto permanente B0 400 que compreende uma pluralidade de anéis de magneto permanente 414a, 414b, 414c, e 414d. Como mostrado na figura 4B, as alturas das permanentes anéis 414a, 414b, 414c e 414d são iguais, cada um dos anéis do magneto permanente 414a-d tem a mesma altura “h". O fluxo produzido pelos anéis de magneto permanente pode ser direcionado pelo yoke 420, que inclui a estrutura 422a, os suportes 425a e 425b separados por um espaço 427 e a placa 422b à qual os anéis permanentes 414a-d estão presos. Nesse exemplo ilustrativo, a altura dos anéis de magneto permanente é medida em uma direção ortogonal ao plano paralelo à placa 422b (indicada pelo eixo "Z" nos eixos mostrados na figura 4B).

[0086] A figura 5 ilustra uma vista lateral em seção transversal de um magneto permanente B0 e yoke, com as alturas dos anéis de magneto permanente formando o magneto permanente B0 sendo variadas, em concordância com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita. Ao contrário da ilustração na figura 4B, os anéis de magneto permanente do magneto permanente B0 500 mostrado na figura 5 têm diferentes alturas respectivas.

[0087] Especificamente, na modalidade ilustrada na figura 5, o magneto permanente B0 500 inclui quatro anéis de magneto permanente 514a, 514b, 514c e 514d. Como mostrado na figura 5, o anel de magneto permanente 514a tem uma altura de h3, o anel de magneto permanente 514b tem uma altura de h2, o anel de magneto permanente 514c tem uma altura de h1 e o anel de magneto permanente 514d tem uma altura de h0. Na modalidade exemplar ilustrada na figura 5, as alturas dos anéis de magneto permanente são menores no centro (por exemplo, a altura h0 do anel de magneto permanente 514d é a menor), com a altura aumentando para cada anel de magneto permanente radialmente subsequente do magneto B0. O fluxo produzido pelos anéis de magneto permanente pode ser direcionado pelo yoke 520, que inclui a estrutura 522a, os suportes 525a e 525b separados por um espaço 527 e a placa 522b à qual os anéis permanentes 514a- d estão fixos. Neste exemplo ilustrativo, a altura dos anéis de magneto permanente é medida em uma direção ortogonal ao plano paralelo à placa 522b (indicada pelo eixo "Z" nos eixos mostrados na figura 4B).

[0088] Conforme descrito acima, as alturas h0, h1, h2 e h3 podem se diferir umas das outras em pelo menos uma porcentagem limite e, por exemplo, podem se diferir umas das outras em pelo menos 1%, 5 %, 10%, por pelo menos 15%, por pelo menos 20%, por pelo menos 25%, por pelo menos 50%, ou por qualquer outra quantidade adequada na faixa de 1-100%. Por exemplo, como mostrado nas figuras 7A-L, um magneto permanente pode incluir quatro anéis com alturas de 22 mm, 26 mm, 30 mm e 34 mm, respectivamente.

[0089] Na modalidade ilustrativa da figura 5, cada um dos anéis de magneto permanente 514a-d pode ser composto de vários segmentos de magneto permanente. Em algumas modalidades, cada um de um ou mais (por exemplo, todos) dos anéis de magneto permanente 514a-d pode ser composto de segmentos de magneto permanente de arco circular. Em algumas modalidades, cada um de um ou mais (por exemplo, todos) dos anéis de magneto permanente 514a-d pode ser composto de blocos de magneto permanente retangulares.

[0090] Embora na modalidade ilustrativa da figura 5, as alturas dos anéis aumentam com cada raio do anel, deve ser observado que outras configurações podem ser utilizadas e as alturas dos anéis de magneto permanentes podem variar de diferentes maneiras, uma vez que os aspectos da tecnologia aqui descrita não se limitam com relação a isso. Por exemplo, em algumas modalidades, pelo menos dois dos anéis podem ter a mesma altura, enquanto pelo menos dois dos anéis de magneto permanente podem ter diferentes alturas respectivas. Além disso, a largura de cada anel magnético permanente (ver, por exemplo, a largura w marcada na figura 5) pode ser variada, assim como para alcançar um campo magnético B0 de uma intensidade de campo, a homogeneidade e/ou campo de visão desejado. Além disso, embora quatro anéis de magneto permanente sejam ilustrados na figura 5, um magneto permanente B0 pode ter qualquer outro número adequado de anéis de magneto permanente (por exemplo, qualquer número na faixa de 2-15 anéis), uma vez que os aspectos da tecnologia aqui descritos não se limitam com relação a isso.

[0091] As figuras 6A, 6B e 6C ilustram uma vista lateral em seção transversal, uma vista superior e uma vista isométrica de um magneto permanente B0 ilustrativo 600, respectivamente, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita. Como mostrado na figura 6B, magneto permanente 600 inclui quatro anéis de magneto permanente 602, 604, 606 e 608 concêntricos em torno de um centro comum 605. O anel 602 é o anel de magneto permanente mais interno. O anel 604 é o segundo anel de magneto permanente mais próximo do centro comum. O anel 606 é o terceiro anel de magneto permanente mais próximo do centro comum. O anel 608 é o anel de magneto permanente mais externo. Embora o anel de magneto permanente 602 tenha um orifício central, em outras modalidades, o anel de magneto permanente 602 pode ser substituído por um disco sólido sem um orifício central.

[0092] As figuras 7A-L ilustram cada um dos anéis de magneto permanente 602, 604, 606 e 608 em mais detalhes. As dimensões de exemplo são fornecidas para cada um desses anéis de magneto permanente. Deve ser observado que essas dimensões são exemplos não limitativos, pois os anéis de magneto permanente podem ter dimensões diferentes das ilustradas nas figuras 7A –L.

[0093] As figuras 7A, 7B e 7C, respectivamente, ilustram uma vista lateral em seção transversal, uma vista superior e uma vista isométrica do anel mais interno 602 do magneto permanente B0 de quatro anéis mostrado nas figuras 6A-C, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita. Como mostrado na figura 7B, o anel de magneto permanente 602 tem um diâmetro interno de 44,6 mm e um diâmetro externo de 93,40 mm, o que implica em uma largura de 48,8 mm. Como mostrado na figura 7A, o anel de magneto permanente 602 tem uma altura de 22 mm.

[0094] As figuras 7D, 7E e 7F ilustram, respectivamente, uma vista lateral em seção transversal, uma vista superior e uma vista isométrica do anel de magneto permanente 604 do magneto permanente B0 de quatro anéis 600 mostrado nas figuras 6A-C, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita. Como mostrado na figura 7E, o magneto permanente 604 tem um diâmetro interno de 144,6 mm e um diâmetro externo de 190,2 mm, o que implica em uma largura de 45,6 mm. Como mostrado na figura 7D, o anel de magneto permanente 604 tem uma altura de 26 mm.

[0095] As figuras 7G, 7H e 7I ilustram, respectivamente, uma vista lateral em seção transversal, uma vista superior e uma vista isométrica do anel de magneto permanente 606 do magneto permanente B0 de quatro anéis 600 mostrado nas figuras 6A-C, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita. Como mostrado na figura 7H, o magneto permanente 606 tem um diâmetro interno de 264,6 mm e um diâmetro externo de 322,2 mm, o que implica em uma largura de 57,6 mm. Como mostrado na figura 7 G, o anel de magneto permanente 606 tem uma altura de 30 mm.

[0096] As figuras 7J, 7K e 7L ilustram, respectivamente, uma vista lateral em seção transversal, uma vista superior e uma vista isométrica do anel de magneto permanente 608 do magneto permanente B0 de quatro anéis 600 mostrado nas figuras 6A-C, de acordo com algumas modalidades da tecnologia aqui descrita. Como mostrado na figura 7J, o magneto permanente 608 tem um diâmetro interno de 466 mm e um diâmetro externo de 582,6 mm, o que implica em uma largura de 116,6 mm. Como mostrado na figura 7L, o anel de magneto permanente 608 tem uma altura de 34 mm.

[0097] Como pode ser observado a partir da modalidade de exemplo anterior ilustrada nas figuras 6A-C e figuras 7A-L, em algumas modalidades, os anéis de magneto permanente de um magneto permanente podem ter, cada um, uma altura e largura diferentes. No entanto, como descrito anteriormente, este não é um requisito, pois dois ou mais dos anéis de magneto permanente podem ter a mesma largura e/ou altura em algumas modalidades.

[0098] Conforme descrito aqui, em algumas modalidades, um magneto permanente B0 pode ser formado por um par de magnetos permanentes em uma geometria biplanar, de modo que uma região de imagem seja formada lá entre, e um yoke que captura o fluxo eletromagnético produzido pelo par de magnetos permanentes e o direciona para aumentar a densidade do fluxo magnético dentro da região de imagem.

[0099] Os inventores reconheceram que, em algumas modalidades,

durante a operação do magneto permanente, o yoke pode se tornar magneticamente saturada. Por sua vez, a saturação magnética do yoke pode fazer com que tenha uma permeabilidade não uniforme. Como um exemplo ilustrativo, com referência à figura 2, a saturação magnética induzida nas placas 224a e 224b pelos magnetos permanentes pode resultar nas placas 224a e 224b com permeabilidade não uniforme. Os inventores observaram que a permeabilidade não uniforme das placas pode resultar em erros de reconstrução de MRI devido à interação entre as bobinas de gradiente e o yoke. Mais especificamente, a operação das bobinas de gradiente gera campos magnéticos no yoke. A permeabilidade uniforme N do yoke resulta ainda na sobreposição de um campo magnético uniforme dependente do tempo (cuja presença ou ausência depende da operação da bobina de gradiente) ao campo B0 criado pelo yoke e os magnetos permanentes, o que causa erros de reconstrução.

[00100] Por conseguinte, os inventores desenvolveram várias técnicas para compensar a saturação magnética no yoke, reduzindo assim a não uniformidade de permeabilidade no yoke. Em algumas modalidades, o material ferromagnético pode ser adicionado ao yoke para compensar sua saturação magnética. Por exemplo, em algumas modalidades, o material ferromagnético adicional (por exemplo, uma ou mais placas de aço) pode ser fixo ao yoke e/ou o yoke pode ser fabricado para incluir o material ferromagnético adicional. Como outro exemplo, em algumas modalidades, o material ferromagnético pode ser removido do yoke para compensar a saturação magnética. Como um exemplo ilustrativo com referência à figura 2, em algumas modalidades, o material ferromagnético pode ser removido a partir das placas 24a e 224b por perfuração de um ou mais orifícios das placas e/ou ao variar a sua espessura, por exemplo, por desbaste das placas para as suas bordas externas e/ou em regiões distantes de onde os braços da estrutura 223a e 223b estão acoplados às placas.

[00101] Por conseguinte, algumas modalidades incluem um aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de MRI. O aparelho tem um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir para o campo magnético B0, um segundo magneto B0 configurado para produzir um segundo campo magnético para contribuir para o campo magnético B0 e organizar em relação ao primeiro magneto B0 de modo que uma região de geração de imagens seja fornecida entre o primeiro e o segundo magneto B0. O aparelho inclui ainda um yoke configurado para capturar e direcionar pelo menos algum fluxo magnético gerado pelo primeiro e segundo magnetos B0 para aumentar a densidade de fluxo magnético dentro da região de imagem. Um yoke inclui: (1) uma primeira placa que compreende material ferromagnético e acoplada a pelo menos um primeiro magneto B0; (2) uma segunda placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um segundo magneto B0; (3) uma estrutura (por exemplo, uma estrutura substancialmente em forma de C tendo primeiro e segundo braços aos quais a primeira e a segunda placas são respectivamente fixas) que compreende o material ferromagnético e acoplado à primeira placa e à segunda placa; (4) o primeiro material ferromagnético adicional acoplado à primeira placa para compensar a saturação magnética induzida na primeira placa; e (5) o segundo material ferromagnético adicional acoplado à segunda placa para compensar a saturação magnética induzida na segunda placa. Em algumas modalidades, uma ou mais partes do yoke podem ser feitas de aço de baixo carbono, aço cobalto (CoFe) e/ou aço silício.

[00102] Em algumas modalidades, o primeiro material ferromagnético adicional pode ser fabricado separadamente da primeira placa e posteriormente fixo (por exemplo, aparafusado) à primeira placa. Por exemplo, o primeiro material ferromagnético adicional pode ser fixo à primeira placa em um lado da primeira placa voltado para longe da segunda placa. Em outras modalidades, a primeira placa pode ser fabricada em conjunto com o material ferromagnético adicional, de modo que inclua o material ferromagnético adicional. Em ainda outras modalidades, o primeiro material ferromagnético adicional pode ser parte do yoke (por exemplo, a estrutura do yoke) e/ou fixo a qualquer(s) parte(s) adequada(s) do yoke, a fim de compensar a saturação magnética da primeira placa.

[00103] Em algumas modalidades, semelhante ao primeiro material ferromagnético adicional, o segundo material ferromagnético adicional pode ser fabricado separadamente da segunda placa e subsequentemente fixo (por exemplo, aparafusado) à segunda placa. Por exemplo, o segundo material ferromagnético adicional pode ser fixo à segunda placa em um lado da segunda placa voltado para longe da primeira placa. Em outras modalidades, a segunda placa pode ser fabricada em conjunto com o material ferromagnético adicional, de modo que inclua o material ferromagnético adicional. Em ainda outras modalidades, o segundo material ferromagnético adicional pode ser parte do yoke (por exemplo, a estrutura do yoke) e/ou fixo a qualquer(s) parte(s) adequada(s) do yoke, a fim de compensar a saturação magnética da segunda placa.

[00104] Em algumas modalidades, a permeabilidade não uniforme da primeira placa implica que a primeira placa inclui uma primeira região que tem uma primeira permeabilidade diferencial (por exemplo, a região onde a primeira placa é fixa a um braço da estrutura do yoke) e uma segunda região que tem uma segunda permeabilidade diferencial inferior à primeira permeabilidade diferencial. Em algumas de tais modalidades, o primeiro material ferromagnético adicional pode ser adicionado próximo à primeira região para compensar as diferenças de permeabilidade diferencial entre a primeira e a segunda região.

[00105] Em algumas modalidades, o primeiro material ferromagnético adicional compreende uma ou mais placas ferromagnéticas. A(s) placa(s) ferromagnética(s) pode(m) estar próxima(s) da primeira parte do braço à qual a primeira placa está fixada. Por exemplo, o primeiro e o segundo material ferromagnético adicional pode incluir duas placas próximas à primeira parte de braço, , com a primeira parte de braço disposta entre as duas placas (por exemplo, como mostrado na forma de realização ilustrativa da figura 8A com relação às placas 830a e 830b e o primeiro braço 823a, que é descrito mais abaixo).

[00106] Em algumas modalidades, cada uma das primeira e segunda placas é substancialmente circular e as placas de material ferromagnético adicionais têm uma borda substancialmente circular. Por exemplo, como mostrado na figura 8A, as placas de materiais ferromagnéticos adicionais podem ser setores circulares substancialmente truncados.

[00107] Em algumas modalidades, o primeiro e o segundo magnetos B0 contribuem para o campo magnético B0 para o sistema de MRI, o campo magnético B0 que tem uma intensidade de campo menor ou igual a aproximadamente 0,2 T e maior ou igual a aproximadamente 0,1 T. Em algumas modalidades, o primeiro e o segundo magnetos B0 contribuem para o campo magnético B0 para o sistema de MRI, o campo magnético B0 que tem uma intensidade de campo menor ou igual a aproximadamente 0,1 T e maior ou igual a aproximadamente 50 mT. Em algumas modalidades, o primeiro e o segundo magnet B0 contribuem para o campo magnético B0 para o sistema de MRI, o campo magnético B0 que tem uma intensidade de campo menor.

[00108] Em algumas modalidades, o primeiro e o segundo magneto B0 podem ser qualquer tipo adequado de magneto aqui descrito. Por exemplo, em algumas modalidades, o primeiro magneto B0 pode ser um magneto permanente e pode incluir vários anéis concêntricos de magneto permanente em torno de um centro comum. Em algumas modalidades, os anéis de magneto permanente podem ter larguras e/ou alturas variadas.

[00109] Em algumas modalidades, a saturação magnética pode ser tratada removendo o material ferromagnético do yoke em vez de adicionar material ferromagnético ao yoke. Por exemplo, o material ferromagnético pode ser removido introduzindo orifícios no yoke. Por conseguinte, algumas modalidades incluem um aparelho que fornece um campo magnético B0 para um sistema de MRI e inclui um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir para o campo magnético B0 e um segundo magneto B 0 configurado para produzir um segundo campo magnético para contribuir para o campo magnético B0 e disposto em relação ao primeiro magneto B0 de modo que uma região de geração de imagens é fornecida entre o primeiro e o segundo magneto B0. O aparelho inclui ainda um yoke configurado para capturar e direcionar pelo menos algum fluxo magnético gerado pelos primeiro e segundo magnetos B0 para aumentar a densidade de fluxo magnético dentro da região de imagem. Um yoke inclui: (1) uma primeira placa que compreende material ferromagnético e acoplada a pelo menos um primeiro magneto B0 e um primeiro conjunto de um ou mais orifícios (por exemplo, orifícios circulares ou outras aberturas) para compensar a saturação magnética induzida no primeiro prato; (2) uma segunda placa que compreende material ferromagnético e acoplada a pelo menos um segundo magneto B0 e um segundo conjunto de um ou mais orifícios para compensar a saturação magnética induzida na segunda placa; e (3) uma estrutura que compreende material ferromagnético e acoplada à primeira placa e à segunda placa. O primeiro e o segundo conjunto de orifícios tornam a permeabilidade nas primeira e segunda placas, respectivamente,

substancialmente mais simétrica em relação à permeabilidade nas primeira e segunda placas que estariam presentes sem os orifícios.

[00110] Como outro exemplo, o material ferromagnético pode ser removido diluindo uma ou mais partes do yoke (por exemplo, uma ou mais placas no yoke). Por conseguinte, algumas modalidades incluem um aparelho que fornece um campo magnético B0 para um sistema de MRI e inclui um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir para o campo magnético B0 e um segundo magneto B0 configurado para produzir um segundo campo magnético para contribuir para o campo magnético B0 e disposto em relação ao primeiro magneto B0 de modo que uma região de geração de imagens seja fornecida entre o primeiro e o segundo magnetos B0. O aparelho inclui ainda um yoke configurada para capturar e direcionar pelo menos algum fluxo magnético gerado pelo primeiro e segundo magnetos B0 para aumentar a densidade de fluxo magnético dentro da região de imagem. Um yoke inclui: (1) uma primeira placa que compreende material ferromagnético e acoplada a pelo menos um primeiro magneto B0, em que a primeira placa tem uma espessura variável para compensar a saturação magnética induzida na primeira placa; (2) uma segunda placa que compreende material ferromagnético e acoplada a pelo menos um segundo magneto B0, em que a segunda placa tem uma espessura variável para compensar a saturação magnética induzida na segunda placa; e (3) uma estrutura que compreende material ferromagnético e acoplada à primeira placa e à segunda placa.

[00111] A figura 8A ilustra uma permanente B0 magneto 800, de acordo com algumas modalidades. Em particular, o magneto B0 800 é formado por magnetos permanentes 810a e 810b dispostos em uma geometria biplanar e um yoke 820 que captura o fluxo eletromagnético produzido pelos magnetos permanentes 810a e 810b e direciona o fluxo para o magneto permanente oposto para aumentar a densidade de fluxo na região de imagem entre eles. Cada um dos magnetos permanentes 810a e 810b é formado por uma pluralidade de magnetos permanentes concêntricos em torno de um centro comum. Em particular, como visível na figura 8 A, o magneto permanente 810b compreende anéis de magneto permanente 814a, 814b, 814c e 814d. O magneto permanente 810a pode compreender o mesmo conjunto de elementos de magneto permanente que o magneto permanente 410b. Os anéis de magneto permanente podem ter alturas e/ou larguras variadas. Os magnetos permanentes podem ser feitos de qualquer um dos materiais aqui descritos.

[00112] Na modalidade ilustrada na figura 8A, o yoke 820 compreende uma estrutura 822 e as placas 824a e 824b. A armação 822 de exemplo compreende os braços 823a e 823b que se fixam às placas 824a e 824b, respectivamente, e suportes 825a e 825b, que fornecem o caminho de retorno magnético para o fluxo gerado pelos magnetos permanentes. De uma maneira semelhante à descrita acima em conexão com o yoke 820, as placas 824a e 824b capturam o fluxo magnético gerado por magnetos permanentes 810a e 810b e o direciona para a estrutura 822 para ser circulado através do caminho de retorno magnético do yoke 820 para aumentar a densidade de fluxo no campo de visão do magneto B0. O yoke 820 pode ser construído de qualquer material ferromagnético desejado, por exemplo, de aço de baixo carbono, CoFe aço e/ou de silício, etc,, para proporcionar as propriedades magnéticas desejadas para o yoke. De acordo com algumas modalidades, as placas 824a e 824b (e/ou armação 822 ou suas partes) podem ser construídas de aço silício ou semelhantes em áreas onde as bobinas de gradiente podem induzir correntes parasitas de forma mais prevalente.

[00113] Conforme mostrado na figura 8A, o yoke 820 inclui ainda o primeiro material ferromagnético adicional, que inclui as placas 830a e 830b, acopladas à primeira placa 824a para compensar a saturação magnética na primeira placa 824a. As placas 830a e 830b estão próximas da primeira parte de braço 823a à qual a primeira placa 824a está fixada; a primeira parte de braço 823a está entre as placas 830a e 830b. O yoke 820 também inclui um segundo material ferromagnético adicional, que inclui pelo menos a placa 830c, acoplada à segunda placa 824b para compensar a saturação magnética na segunda placa 824b. Como mostrado na figura 8A, as placas 830a e 830b são setores circulares truncados que têm bordas circulares. Um desenho esquemático para a placa 830a é mostrado na figura 8B. No entanto, deve ser observado que a forma das placas 830 e 830b pode ser de qualquer outra forma adequada, uma vez que os aspectos da tecnologia aqui descritos não se limitam com relação a isso. O primeiro e o segundo material ferromagnético pode incluir o aço de baixo carbono, aço cobalto (CoFe), aço silício e/ou qualquer outro tipo de material(s) ferromagnético(s).

[00114] Em algumas modalidades, o material ferromagnético adicional compensa a saturação magnética na primeira e na segunda placa 824a e 824b, que por sua vez reduz a homogeneidade da permeabilidade nas placas. As figuras 9A-B ilustram o impacto do material ferromagnético adicional sobre a saturação magnética e, consequentemente, a falta de homogeneidade da permeabilidade, de acordo com algumas modalidades. Como mostrado na figura 9B, a adição de placas ferromagnéticas 830a e 830b reduz as não homogeneidades de permeabilidade em torno da região onde a primeira placa 824a está fixa ao braço de yoke 823a em relação à não homogeneidade de permeabilidade mostrada na figura 9A.

[00115] Embora na modalidade ilustrada na figura 8A, as placas 830a e 830b são fixas à primeira placa 824a, em outras modalidades, as placas 830a e 830b podem fazer parte da primeira placa 824a. Em ainda outras modalidades, o primeiro material ferromagnético adicional pode ser fixo ou ser uma parte do primeiro braço 823a. Em geral, o primeiro material ferromagnético adicional pode ser fixo a e/ou ser parte de qualquer(s) parte(s) adequada(s) do yoke 820, desde que o material ferromagnético adicional compense a saturação magnética na primeira placa 824a.

[00116] Conforme descrito aqui, os inventores desenvolveram sistemas de ressonância magnética portáteis de baixa potência e baixo campo que podem ser implantados em praticamente qualquer ambiente e que podem ser levados ao paciente que será submetido a um procedimento de imagem. Dessa forma, os pacientes em salas de emergência, unidades de terapia intensiva, salas de cirurgia e uma série de outros locais podem se beneficiar da ressonância magnética em circunstâncias em que a ressonância magnética convencionalmente não está disponível. Os aspectos que facilitam a ressonância magnética portátil são descritos com mais detalhes a seguir.

[00117] A figura 10 ilustra um sistema MRI portátil, de baixa potência, de baixo campo, de acordo com algumas modalidades. O sistema de MRI portátil 1000 compreende um magneto B0 1005 que inclui pelo menos um primeiro magneto permanente 1010a e pelo menos um segundo magneto permanente 1010b magneticamente acoplado um ao outro por um yoke ferromagnético 1020 configurado para capturar e canalizar o fluxo magnético para aumentar a densidade do fluxo magnético dentro da região de imagem (campo de visão) do sistema de MRI. Os magnetos permanentes 1010a e 1010b podem ser construídos com o uso de qualquer técnica adequada, incluindo qualquer uma das técnicas aqui descritas (por exemplo, usando qualquer uma das técnicas, projetos e/ou materiais descritos em conexão com o magneto B0 200 ilustrado na figura 2 e descrito na descrição anexa a ele). Um yoke 1020 também pode ser construído com o uso de qualquer uma das técnicas descritas neste documento (por exemplo, com o uso de qualquer uma das técnicas, projetos e/ou materiais descritos em conjunto com o yoke 220 ilustrado na figura 2 e descritos na descrição anexa a ele). Deve ser observado que, em algumas modalidades, o magneto B0 1005 pode ser formado usando eletromagnetos. O magneto B0 1005 pode ser encaixado ou envolto em uma caixa 1012 juntamente com um ou mais outros componentes magnéticos, tais como as bobinas de gradiente do sistema (por exemplo, x-gradiente, y-gradiente e bobinas z-gradiente) e/ou quaisquer componentes de homogeneizador (por exemplo, bobinas homogeneizadoras ou homogeneizadores magnéticos permanentes), bobinas de correção B0, etc.

[00118] O magneto B0 1005 pode ser acoplado ou de outra forma fixado ou montado na base 10 50 por um mecanismo de posicionamento 10 90, como um estágio goniométrico, de modo que o magneto B0 possa ser inclinado (por exemplo, girado sobre seu centro de massa) para fornecer uma inclinação para acomodar a anatomia do paciente conforme necessário. Na figura 10, o magneto B0 é mostrado nivelado sem inclinação. O mecanismo de posicionamento 10 90 pode ser fixo à estrutura de suporte de uma ou mais de cargas de base 1050 dispostas de modo a suportar o peso do magneto B0 1005.

[00119] Além de fornecer as estruturas de suporte de carga para suportar o magneto B0, a base 1050 também inclui um espaço interno configurado para alojar os componentes eletrônicos 1070 necessários para operar o sistema MRI portátil 1000. Por exemplo, a base 1050 pode alojar os componentes de energia para operar as bobinas de gradiente (por exemplo, X, Y e Z) e as bobinas de transmissão/recepção de RF. Os inventores desenvolveram amplificadores de gradiente, em geral, de baixa potência, de baixo ruído e de baixo custo configurados para as bobinas de gradiente de potência adequadamente no regime de baixo campo, projetados para ter um custo relativamente baixo e construídos para a montagem dentro da base do sistema de MRI portátil (isto é, em vez de ser montado estaticamente em uma sala separada em uma instalação fixa, como é feito convencionalmente). De acordo com algumas modalidades, os eletrônicos de potência para alimentar as bobinas de gradiente de um sistema de MRI consomem menos de 50 W quando o sistema está ocioso e entre 100-300 W quando o sistema de MRI está operando (isto é, durante a aquisição de imagem). A base 1050 também pode alojar os amplificadores de bobina de RF (isto é, os amplificadores de potência para operar as bobinas de transmissão/recepção do sistema), fontes de alimentação, console, unidade de distribuição de energia e outros eletrônicos necessários para operar o sistema de MRI, outros detalhes dos quais são descritos abaixo.

[00120] De acordo com algumas modalidades, o sistema electrónico 1070 necessário para operar o sistema de ressonância magnética portátil 1000 consome menos de 1 kW de energia, em alguns modalidades, menos de 750 W de energia e, em algumas modalidades, menos do que 500 W de energia (por exemplo, sistemas de ressonância magnética que utilizam uma solução de magneto permanente B0). As técnicas para facilitar a operação de baixa potência de um dispositivo de MRI são descritas em mais detalhes abaixo. No entanto, os sistemas que consomem mais energia também podem ser utilizados, pois os aspectos não se limitam em relação a isso. O sistema de MRI portátil 1000 de exemplo ilustrado na figura 10 pode ser alimentado por meio de uma única conexão de energia 1075 configurada para se conectar a uma fonte de eletricidade, como uma tomada que fornece energia monofásica (por exemplo, uma tomada padrão ou grande de aparelho). Consequentemente, o sistema de ressonância magnética portátil pode ser conectado a uma única tomada disponível e operado a partir dela,

eliminando a necessidade de uma fonte de energia dedicada (por exemplo, eliminando a necessidade de uma fonte de energia trifásica dedicada, bem como eliminando a necessidade de mais energia eletrônica de conversão para converter a energia trifásica em energia monofásica para ser distribuída aos componentes correspondentes do sistema de MRI) e aumentar a disponibilidade do sistema de MRI e as circunstâncias e locais em que o sistema de MRI portátil pode ser usado.

[00121] O sistema de MRI portátil 1000 ilustrado na figura 10 também compreende um mecanismo de transporte 1080 que permite que o sistema de MRI portátil seja transportado para diferentes locais. O mecanismo de transporte pode compreender um ou mais componentes configurados para facilitar o movimento do sistema de MRI portátil, por exemplo, para um local em que a MRI é necessária. De acordo com algumas modalidades, o mecanismo de transporte compreende um motor 1086 acoplado às rodas motrizes 1084. Desta forma, o mecanismo de transporte 1080 fornece assistência motorizada no transporte do sistema de MRI 1000 para os locais desejados. O mecanismo de transporte 1080 também pode incluir uma pluralidade de rodízios 1082 para auxiliar no suporte e estabilidade, bem como facilitar o transporte.

[00122] De acordo com algumas modalidades, o mecanismo de transporte 1080 inclui assistência motorizada controlada por meio de um controlador (por exemplo, um joystick ou outro controlador que pode ser operado por uma pessoa) para guiar o sistema de MRI portátil durante o transporte para os locais desejados. De acordo com algumas modalidades, o mecanismo de transporte compreende meios auxiliares de energia configurados para detectar quando a força é aplicada ao sistema de MRI e, em resposta, engatar o mecanismo de transporte para fornecer assistência motorizada na direção da força detectada. Por exemplo, o trilho 1055 da base 1050 ilustrado na figura 10 pode ser configurado para detectar quando a força é aplicada ao trilho (por exemplo, pelo pessoal que empurra o trilho) e engatar o mecanismo de transporte para fornecer assistência motorizada para conduzir as rodas na direção da força aplicada. Como resultado, um usuário pode guiar o sistema de MRI portátil com a ajuda do mecanismo de transporte que responde à direção da força aplicada pelo usuário. O mecanismo de assistência de energia também pode fornecer um mecanismo de segurança para colisões. Em particular, a força de contato com outro objeto (por exemplo, uma parede, cama ou outra estrutura) também pode ser detectada e o mecanismo de transporte reagirá de acordo com uma resposta de locomoção motorizada para longe do objeto. De acordo com algumas modalidades, a assistência motorizada pode ser eliminada e o sistema de MRI portátil pode ser transportado fazendo com que o pessoal mova o sistema para os locais desejados com o uso de força manual.

[00123] O sistema de MRI portátil 1000 inclui corrediças 1060 que fornecem proteção eletromagnética para a região de imagem do sistema. As corrediças 1060 podem ser transparentes ou translúcidas para preservar a sensação de abertura do sistema de ressonância magnética para ajudar os pacientes que podem sentir claustrofobia durante a ressonância magnética convencional realizada dentro de um orifício fechado. As corrediças 1060 também podem ser perfuradas para permitir que o fluxo de ar aumente a sensação de abertura e/ou para dissipar o ruído acústico gerado pelo sistema de MRI durante a operação. As corrediças podem ter blindagem 1065 incorporada nelaspara bloquear o ruído eletromagnético de atingir a região de imagem. De acordo com algumas modalidades, as corrediças 1060 também podem ser formadas por uma malha condutiva que fornece proteção 1065 à região de imagem e que promove uma sensação de abertura para o sistema. Assim, as corrediças 10 60 podem fornecer proteção eletromagnética que é móvel para permitir que um paciente seja posicionado dentro do sistema, permitindo o ajuste pela equipe uma vez que um paciente é posicionado ou durante a aquisição e/ou permitindo que um cirurgião obtenha acesso ao paciente, etc. Assim, a blindagem móvel facilita a flexibilidade que permite que o sistema portátil de ressonância magnética não seja utilizado apenas em salas sem blindagem, mas permite a realização de procedimentos que de outra forma não estão disponíveis.

[00124] De acordo com algumas modalidades, um sistema de ressonância magnética portátil não inclui corrediças, proporcionando uma região de imagem substancialmente aberta, facilitando a colocação mais fácil de um paciente dentro do sistema, reduzindo a sensação de claustrofobia e/ou melhorando o acesso ao paciente posicionado dentro o sistema de ressonância magnética (por exemplo, ao permitir que um médico ou cirurgião acesse o paciente antes, durante ou depois de um procedimento de imagem sem ter que remover o paciente do sistema). Os inventores desenvolveram técnicas que facilitam a realização de MRI com vários níveis de blindagem eletromagnética, incluindo nenhuma ou substancialmente nenhuma blindagem da região de imagem, incluindo um sistema de supressão de ruído adaptado para suprimir o ruído eletromagnético no ambiente. De acordo com algumas modalidades, o sistema de MRI portátil 1000 pode ser equipado com um sistema de redução de ruído com o uso de uma ou mais das técnicas de supressão e/ou prevenção de ruído aqui descritas para, por exemplo, adaptar de maneira dinâmica a resposta de supressão/cancelamento de ruído em conjunto com a configuração de blindagem de um determinado arranjo de blindagem do sistema MRI portátil 1000. Assim, o sistema portátil de ressonância magnética de baixo campo 1000 pode ser transportado para o paciente e/ou para um local desejado e operado fora de ambientes especialmente blindados (por exemplo, em uma sala de emergência, sala de cirurgia, UTIN, consultório clínico geral, clínica) e/ou levado ao lado do leito diretamente para o paciente, onde quer que esteja localizado, permitindo que a ressonância magnética seja realizada quando e onde for necessário.

[00125] As figuras 11A-F ilustram uma série de etapas exemplificativas na construção de um sistema de MRI portátil 1100. Na figura 11A, um magneto B0 1110 que compreende um magneto permanente superior 1110a, o magneto permanente inferior 11, 10b e o yoke 1120 é montado no topo de uma base 1150, uma parte da qual é ilustrada na figura 11A (a base completa 1150 é ilustrada na figura 11F). Os magnetos permanentes superior e inferior 1110a e 1110b são formados a partir de uma pluralidade de anéis concêntricos de blocos de magneto permanente, por exemplo, semelhantes aos anéis de magnetos permanentes descritos em conjunto com as figuras 2-3, embora qualquer configuração de anéis de magneto permanente possa ser usada. O magneto B 0 1110 e o yoke 1120 podem ser construídos para serem relativamente leves, por exemplo, com o uso das técnicas e materiais descritos acima em conjunto com as figuras 2-7, de modo que o peso total do sistema completo de ressonância magnética portátil 1100, como mostrado na figura 11F, pesa menos de 1.500 libras e, mais preferencialmente, menos de 1.000 libras. Por conseguinte, o sistema de MRI portátil 1100 pode ser transportado para diferentes locais pela equipe, com ou sem recursos de assistência de motor, os exemplos dos quais são descritos em mais detalhes abaixo.

[00126] O magneto B0 1110 pode ser configurado para produzir um campo magnético B0 no regime de intensidade de campo muito baixa (por exemplo, menor ou igual a aproximadamente 0,1T). Por exemplo, o sistema de MRI portátil 1100 pode ser configurado para operar em uma intensidade de campo magnético de aproximadamente 64mT, embora qualquer intensidade de baixo campo possa ser usada. As intensidades do campo magnético B0 no regime de campo muito baixo facilitam uma linha de 5 Gauss (por exemplo, o perímetro fora do qual o campo magnético B0 é 5 Gauss ou menos) que permanece perto do sistema de MRI portátil. Por exemplo, de acordo com algumas modalidades, a linha 5-Gauss tem uma dimensão máxima de menos de sete pés e, com mais preferência, menos de 5 pés e, com ainda mais preferência, menos de 4 pés.

[00127] Conforme mostrado na figura 11A, fornecidos no topo de um ou mais dos anéis de magneto permanente são homogeneizadores de magneto permanente 1130, configurados para melhorar o perfil do campo magnético B0 produzido pelo magneto B0 1110. Como discutido acima, uma técnica de exemplo para lidar com a característica de SNR relativamente baixa do regime de baixo campo é melhorar a homogeneidade do campo B0 pelo magneto B0. Em geral, um magneto B0 requer algum nível de homogeneização para produzir um campo magnético B0 com um perfil (por exemplo, um campo magnético B0 na intensidade de campo desejada e/ou homogeneidade) satisfatório para uso em MRI. Em particular, fatores de produção, como design, tolerâncias de fabricação, processos de produção imprecisos, meio ambiente, etc., dão origem à variação de campo que produz um campo B0 com perfil insatisfatório após a montagem/fabricação. Por exemplo, após a produção, os magnetos B0 de exemplo 200 e/ou 300 descritos acima podem produzir um campo B0 com um perfil insatisfatório (por exemplo, não homogeneidade no campo B0, inadequada para a geração de imagens) que precisa ser melhorado ou corrigido, normalmente por homogeneização, para produzir imagens clinicamente úteis.

[00128] A homogeneização refere-se a qualquer uma das várias técnicas para ajustar, corrigir e/ou melhorar um campo magnético, muitas vezes o campo magnético B0 de um dispositivo de imagem por ressonância magnética. De maneira similar, um homogeneizador refere-

se a algo (por exemplo, um objeto, componente, dispositivo, sistema ou combinação desses) que executa a homogeneização (por exemplo, produzindo um campo magnético). As técnicas para facilitar a homogeneização mais eficiente e/ou econômica para um magneto B 0 para a ressonância magnética são descritas na publicação de pedido de patente U.S. N° 2017/0276749, intitulado “Methods and Apparatus for Magnetic Field Shimming”, depositado no dia 22 de março de 2017, que é aqui incorporado em sua totalidade a título de referência.

[00129] Os homogeneizadores de magneto permanente de exemplo 1130a, 1130b, 1130c e 1130d podem ser fornecidos, por exemplo, com o uso e qualquer uma das técnicas de homogeneização descritas no pedido '500. Em particular, a configuração ou o padrão (por exemplo, forma e tamanho) dos homogeneizadores de magneto permanente 1130a-d podem ser determinados ao computar uma correção de campo magnético e ao determinar um padrão magnético para os homogeneizadores de magneto permanente para fornecer, pelo menos em parte, a correção de campo magnético. Por exemplo, os homogeneizadores de magneto permanente 1130a-d podem compensar os efeitos no campo magnético B0 resultante do yoke assimétrico 1120. Por exemplo, o padrão dos homogeneizadores de magneto permanente 1130a-d pode ser determinado para mitigar e/ou eliminar substancialmente a não uniformidade no campo magnético B0 resultante dos efeitos do yoke 1120 e/ou compensar mais por outras não uniformidades no campo magnético B0 resultantes de, por exemplo, processos de fabricação imperfeitos e materiais para melhorar o perfil (por exemplo, resistência e/ou homogeneidade) do magneto B0. Deve ser observado que na modalidade ilustrada na figura 11 A, o magneto permanente 1110a também tem homogeneizadores de magneto permanente fornecidos nele, que não são visíveis na vista ilustrada na figura 11A.

[00130] As figuras 11B e 11C ilustram uma montagem de vibração para as bobinas de gradiente do sistema de MRI portátil 1100. Conforme ilustrado na figura 11B, a montagem de vibração 1140 inclui partes posicionadas sobre o anel de magneto permanente externo e presa no lugar. Em particular, os segmentos de arco circular 1142, dos quais os segmentos de arco circular 1142A e 1142B de exemplo são rotulados, são fixos na armação no lado externo do anel de magneto permanente externo e os segmentos de arco circular correspondentes 1144, dos quais os segmentos de arco circulares 1144A e 1144B de exemplo são rotulados e fixos à armação no lado interno do anel de magneto permanente externo. As ripas 1145, das quais as ripas de exemplo 1145A-D são rotuladas, são fixas aos segmentos de arco circular 1142 e 1144 para formar uma montagem de vibração na qual as bobinas de gradiente são montadas, como ilustrado na figura 11D. Como mostrado na figura 11C, os segmentos de arco circular adicionais 1146 e 1148 são dispostos entre os anéis de magneto permanentes internos para facilitar a fixação das bobinas de gradiente à montagem de vibração

1140. A figura 11C ilustra uma montagem de vibração finalizada 1140 configurada de modo que as bobinas de gradiente (por exemplo, um painel de laminado na qual as bobinas de gradiente são fabricadas) podem ser fixas à armação do magneto B0 para proporcionar o espaçamento entre as bobinas de gradiente e os homogeneizadores de magneto permanente e os anéis do magneto B0 1110, e para proporcionar o amortecimento de vibração para reduzir o ruído acústico e a vibração das bobinas de gradiente durante a operação. Deve ser observado que na modalidade ilustrada nas figuras 11B-C, uma montagem de vibração também é fornecida no magneto permanente superior, que não é visível na vista ilustrada nas figuras 11B e 11C.

[00131] A figura 11D ilustra um painel laminado 1128 que tem as bobinas de gradiente fabricadas nele fixas ao suporte de vibração 1140.

Por exemplo, o painel laminado 1128 pode ter uma ou mais bobinas de gradiente x, uma ou mais bobinas de gradiente y e/ou uma ou mais bobinas de gradiente z padronizadas em uma ou mais camadas do painel laminado 1128. Um ou mais outros componentes magnéticos também podem ser fabricados no painel laminado 1128, tal como um ou mais homogeneizadores ou bobinas de correção para o magneto B0

1110. As técnicas para fabricar os componentes magnéticos em painéis laminados são descritas na Patente U.S. N° 9.541.616 (patente '616), intitulada "Low-Field Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus", depositada no dia 10 de janeiro de 2017, que é aqui incorporada em sua totalidade a título de referência. Deve ser observado que na modalidade ilustrada na figura 11D, um painel laminado que compreende um ou mais de gradiente de bobinas (por exemplo, bobinas de gradiente para X, Y e Z) também é fixado à vibração de montagem proporcionado no magneto permanente superior que não é visível na vista ilustrada na figura 11D para fornecer os campos magnéticos gradientes necessários para a ressonância magnética.

[00132] A figura 11E ilustra homogeneizadores de magneto permanente adicionais 1130' fixos sobre o painel laminado 1128 ilustrado na figura 11D. O homogeneizador de magneto permanente 1130' pode fornecer uma homogeneização precisa para o magneto B0. Em particular, com o uso de qualquer uma das técnicas descritas no pedido '500 incorporada neste documento, o padrão magnético do homogeneizador de magneto permanente 1130' pode ser determinado ao computar uma correção de campo magnético e ao determinar um padrão magnético para o homogeneizador de magneto permanente fornecer, pelo menos em parte, a correção do campo magnético. O homogeneizador de magneto permanente padronizado 1130 pode ser fixo a um substrato 1132 de modo que possa ser preso ao sistema de

MRI portátil no topo do painel laminado (por exemplo, com o uso de qualquer uma das técnicas para padronização descritas no pedido '500). Dessa forma, os homogeneizadores de magneto permanente 1130 ilustrados na figura 11A podem proporcionar uma homogeneização mais grosseira e o homogeneizador magneto permanente 1130' pode fornecer uma homogeneização mais precisa para melhorar o perfil do campo magnético B0 produzido pelo magneto B0 1110 (por exemplo, para corrigir para um deslocamento B0 e/ou para melhorar a homogeneidade do campo magnético B0). Deve ser observado que na modalidade ilustrada na figura 11E, outro homogeneizador de magneto permanente pode ser fixo à armação sobre o painel laminado no magneto permanente superior que não é visível na vista mostrada na figura 11E para corrigir e/ou melhorar o perfil do campo magnético B0 produzido pelo magneto permanente 1110. Os homogeneizadores fornecidos (por exemplo, os homogeneizadores de magneto permanente 11, 30, 11, 30' e/ou as bobinas homogeneizadoras fabricadas nos painéis laminados, juntamente com as bobinas de gradiente) facilitam um campo magnético B0 homogêneo adequado para a obtenção de imagens clinicamente úteis.

[00133] A figura 11F ilustra um sistema MRI portátil 1100 com compartimentos ou coberturas externas ao longo dos componentes magnéticos ilustrados nas figuras 11A-E. Em particular, o compartimento 1115A e 1115B fornece cobertura para o magneto permanente B0 1110, homogeneizadores de magneto permanente 1130 e 1130' e painel laminado 1128 que compreende as bobinas de gradiente para o sistema para as partes superior e inferior do magneto B0, respectivamente. O compartimento 1125 fornece uma cobertura para o yoke 1128 e, de acordo com algumas modalidades, aloja pré- amplificadores e um controlador de ventilador que controla o gerenciamento térmico para o sistema. Os componentes magnéticos do sistema de MRI portátil 1100 são sustentados por uma base 1150 que compreende um compartimento 1102 para alojar os componentes eletrônicos do sistema de ressonância magnética portátil. O sistema de MRI portátil 1100 pode ser dimensionado para facilitar a capacidade de operação do sistema de MRI portátil 1100, de modo que o sistema possa ser levado ao paciente. Além disso, o sistema de MRI portátil de baixo campo 1100 pode ser construído por materiais e projetado para ser leve, de preferência, com menos de 1.500 libras e, com mais preferência, menos de 1.000 libras.

[00134] Com o uso das técnicas descritas neste documento, os inventores desenvolveram sistemas de MRI portáteis de baixa potência capazes de serem levados ao paciente, fornecendo MRI acessível e amplamente utilizável onde for necessário. As figuras 12A e 12B ilustram vistas de um sistema de MRI portátil, de acordo com algumas modalidades. O sistema de MRI portátil 1200 compreende um magneto B0 1210 formado em parte por um magneto superior 1210a e um magneto inferior 1210b que tem um yoke 1220 acoplado a ele para aumentar a densidade de fluxo dentro da região de imagem. O magneto B0 1210 pode ser alojado no compartimento do magneto 1212 junto com as bobinas de gradiente 1215 (por exemplo, qualquer uma das bobinas de gradiente descritas no pedido U.S. N° 14/845652, intitulado titled “Low Field Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus”, depositado no dia 4 de setembro de 2015, que é aqui incorporado em sua totalidade a título de referência). De acordo com algumas modalidades, o magneto B0 1210 compreende um eletromagneto. De acordo com algumas modalidades, o magneto B0 1210 compreende um magneto permanente, por exemplo, um magneto permanente semelhante ou igual ao magneto permanente 200 ilustrado na figura 2.

[00135] O sistema de MRI portátil 1200 compreende ainda uma base 1250 que aloja os componentes eletrônicos necessários para operar o sistema de MRI. Por exemplo, a base 1250 pode alojar eletrônicos, incluindo os componentes de energia configurados para operar o sistema de MRI com o uso de eletricidade da rede elétrica (por exemplo, através de uma conexão a uma tomada padrão de parede e/ou uma grande tomada de aparelho). Por exemplo, a base 1270 pode alojar os componentes de baixa potência, tais como aqueles descritos nesse documento, permitindo, pelo menos em parte, que o sistema de MRI portátil seja alimentado por tomadas de parede prontamente disponíveis. Consequentemente, o sistema de MRI portátil 1200 pode ser levado ao paciente e conectado a uma tomada de parede na proximidade.

[00136] O sistema de MRI portátil 1200 compreende ainda corrediças móveis 1260 que podem ser abertas e fechadas e posicionadas em uma variedade de configurações. As corrediças 1260 incluem a blindagem eletromagnética 1265, que pode ser feita de qualquer material condutor ou magnético adequado, para formar uma blindagem móvel para atenuar o ruído eletromagnético no ambiente operacional do sistema de MRI portátil para blindas a região de imagem de pelo menos alguns ruídos eletromagnéticos. Tal como aqui utilizado, o termo e blindagem eletromagnética refere-se ao material condutor ou magnético configurado para atenuar o campo eletromagnético em um espectro de interesse e posicionado ou disposto de modo a proteger um espaço, objeto e/ou componente de interesse. No contexto de um sistema de MRI, a blindagem eletromagnética pode ser usada para proteger os componentes eletrônicos (por exemplo, componentes de energia, cabos, etc.) do sistema de MRI, para proteger a região de imagem (por exemplo, o campo de visão) do sistema de MRI, ou ambos.

[00137] O grau de atenuação alcançado com a proteção eletromagnética depende de uma série de fatores, incluindo o tipo de material usado, a espessura do material, o espectro de frequência para o qual a proteção eletromagnética é desejada ou necessária, o tamanho e a forma das aberturas na proteção eletromagnética (por exemplo, o tamanho do espaço em uma malha condutiva, o tamanho das partes não blindadas ou lacunas na blindagem, etc.) e/ou a orientação das aberturas em relação a um campo eletromagnético incidente. Assim, a blindagem eletromagnética refere-se, em geral, a uma barreira condutora ou magnética que atua para atenuar pelo menos alguma radiação eletromagnética e que é posicionada para blindar pelo menos parcialmente um determinado espaço, objeto ou componente atenuando pelo menos alguma radiação eletromagnética.

[00138] Deve ser observado que o espectro de frequência para o qual a blindagem (atenuação de um campo eletromagnético) é desejada pode variar dependendo do que está sendo blindado. Por exemplo, a blindagem eletromagnética para certos componentes eletrônicos pode ser configurada para atenuar diferentes frequências do que a blindagem eletromagnética para a região de imagem do sistema de MRI. Em relação à região de imagem, o espectro de interesse inclui as frequências que influenciam, impactam e/ou degradam a capacidade do sistema de ressonância magnética de excitar e detectar uma resposta de ressonância magnética. Em geral, o espectro de interesse para a região de imagem de um sistema de MRI corresponde às frequências sobre a frequência de operação nominal (isto é, a frequência de Larmor) em uma determinada intensidade de campo magnético B0 para a qual o sistema de recepção é configurado ou é capaz de detectar. Esse espectro é referido aqui como o espectro operacional para o sistema MRI. Assim, a blindagem eletromagnética que fornece blindagem para o espectro operacional refere-se ao material condutor ou magnético disposto ou posicionado para atenuar as frequências pelo menos dentro do espectro operacional para pelo menos uma parte de uma região de imagem do sistema de MRI.

[00139] No sistema MRI portátil 1200 ilustrado, as blindagens móveis são assim configuradas para fornecer blindagem em disposições diferentes, que podem ser ajustadas conforme a necessidade para acomodar um paciente, dar acesso a um paciente e/ou de acordo com um determinado protocolo de imagem. Por exemplo, para o procedimento de imagem ilustrado na figura 13 (por exemplo, uma varredura do cérebro), uma vez que o paciente tenha sido posicionado, as corrediças 1360 podem ser fechadas, por exemplo, com o uso do identificador 1362 para proporcionar blindagem eletromagnética 1365 em torno da região da imagem, exceto para a abertura que acomoda o torso superior do paciente. Por conseguinte, as proteções móveis permitem que a proteção seja configurada em arranjos adequados para o procedimento de imagem e para facilitar o posicionamento do paciente de forma adequada dentro da região de imagem.

[00140] Para garantir que as proteções móveis forneçam proteção, independente as disposições em que as corrediças são colocadas, gaxetas elétricas podem ser dispostas para fornecer proteção contínua ao longo da proteção móvel periferia. Por exemplo, como mostrado na figura 12B, e as gaxetas elétricas 1267a e 1267b podem ser fornecidas na interface entre as corrediças 1260 e o compartimento do magneto para manter o fornecimento de uma proteção contínua ao longo dessa interface. De acordo com algumas modalidades, as vedações elétricas são dedos de berílio ou dedos de berílio e cobre, ou semelhantes (por exemplo, gaxetas de alumínio), que mantêm a conexão elétrica entre as blindagens 1265 e no solo durante e depois que as corrediças 1260 são movidas para as posições desejadas sobre a região de imagem. De acordo com algumas modalidades, as gaxetas elétricas 1267c são fornecidas na interface entre as corrediças 1260 de modo que blindagem contínua é fornecida entre as corrediças em disposições nas quais as corrediças são trazidas em conjunto. Consequentemente, as corrediças móveis 1260 podem fornecer proteção configurável para o sistema de MRI portátil.

[00141] A figura 12C ilustra outro exemplo de um sistema de MRI portátil, de acordo com algumas modalidades. O sistema de MRI portátil 1300 pode ser semelhante em muitos aspectos aos sistemas de MRI portáteis ilustrados nas figuras 2, 12 A e 12 B. No entanto, as corrediças 1360 são construídas de maneira diferente, como na blindagem 3965', resultando em blindagens eletromagnéticas que são mais fáceis e menos dispendiosas de fabricar. Conforme descrito acima, um sistema de redução de ruído pode ser usado para permitir a operação de um sistema de MRI portátil em ambientes não blindados e com vários graus de blindagem sobre a região de imagem no próprio sistema, incluindo nenhuma, ou substancialmente nenhuma, blindagem eletromagnética de nível de dispositivo para a região de imagem. Os projetos de blindagem de exemplo e as técnicas de redução de ruído desenvolvidas pelos inventores são descritos na publicação do pedido de patente U.S. N° 2018/0168527, depositado no dia 24 de janeiro de 2018 e intitulado "Portable Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus", que é aqui incorporado em sua totalidade a título de referência.

[00142] Para facilitar o transporte, um componente motorizado 12 80 é fornecido para permitir que o sistema de ressonância magnética portátil seja conduzido de um local para outro, por exemplo, usando um controle como um joystick ou outro mecanismo de controle fornecido no ou remoto ao sistema de ressonância magnética. Desta forma, o sistema de MRI portátil 1200 pode ser transportado para o paciente e operado à beira do leito para realizar exames de imagens, como ilustrado nas figuras 13. Conforme descrito acima, a figura 13 ilustra um sistema de MRI portátil 1300 que foi transportado para o leito de um paciente para realizar uma varredura do cérebro.

[00143] Assim, tendo descrito vários aspectos e modalidades da tecnologia estabelecida na divulgação, deve ser observado que várias alterações, modificações e melhorias ocorrerão prontamente para aqueles versados na técnica. Tais alterações, modificações e melhorias devem estar dentro do espírito e escopo da tecnologia aqui descrita. Por exemplo, os versados na técnica prontamente pensarão em uma variedade de outros meios e/ou estruturas para desempenhar a função e/ou obter os resultados e/ou uma ou mais das vantagens aqui descritas, e cada uma de tais variações e/ou modificações são consideradas como estando dentro do escopo das modalidades aqui descritas. Os versados na técnica reconhecerão, ou serão capazes de verificar usando não mais do que sua experiência de rotina, muitos equivalentes às modalidades específicas aqui descritas. Portanto, deve ser entendido que as modalidades anteriores são apresentadas a título de exemplo apenas e que, dentro do escopo das reivindicações anexas e equivalentes às mesmas, as modalidades da invenção podem ser praticadas de outra forma diferente da especificamente descrita. Além disso, qualquer combinação de dois ou mais recursos, sistemas, artigos, materiais, kits e/ou métodos descritos neste documento, se tais recursos, sistemas, artigos, materiais, kits e/ou métodos não forem mutuamente inconsistentes, está incluída dentro o escopo da presente divulgação.

[00144] Todas as definições, conforme definidas e usadas neste documento, devem ser entendidas como controlando as definições de dicionário, definições em documentos incorporados por referência e/ou significados comuns dos termos definidos.

[00145] Os artigos indefinidos "um" e "uma", conforme usados neste documento no relatório descritivo e nas reivindicações, a menos que seja claramente indicado o contrário, devem ser entendidos como significando "pelo menos um".

[00146] A frase "e/ou", conforme usada nesse documento no relatório descritivo e nas reivindicações, deve ser entendida como significando "um ou ambos" dos elementos assim conjugados, ou seja, elementos que estão conjuntivamente presentes em alguns casos e disjuntivamente presentes em outros casos. Vários elementos listados com “e/ou” devem ser interpretados da mesma maneira, ou seja, “um ou mais” dos elementos assim unidos. Outros elementos podem opcionalmente estar presentes além dos elementos especificamente identificados pela cláusula "e/ou", sejam eles relacionados ou não a esses elementos especificamente identificados. Assim, como um exemplo não limitativo, uma referência a "A e/ou B", quando usada em conjunto com a linguagem aberta, tal como "que compreende" pode se referir, em uma modalidade, apenas a A (opcionalmente incluindo elementos diferentes B); em outra modalidade, apenas a B (opcionalmente incluindo elementos diferentes de A); em ainda outra modalidade, a A e B (opcionalmente incluindo outros elementos); etc.

[00147] Tal como aqui utilizado no relatório descritivo e nas reivindicações, a frase "pelo menos um", em referência a uma lista de um ou mais elementos, deve ser entendida como significando pelo menos um elemento selecionado a partir de qualquer um ou mais dos elementos na lista de elementos, mas não necessariamente incluindo pelo menos um de cada um dos elementos especificamente listados na lista de elementos e não excluindo quaisquer combinações de elementos na lista de elementos. Esta definição também permite que elementos possam estar opcionalmente presentes diferentes dos elementos especificamente identificados na lista de elementos aos quais a frase "pelo menos um" se refere, sejam eles relacionados ou não àqueles elementos especificamente identificados. Assim, como um exemplo não limitativo, "pelo menos um de A e B" (ou, equivalentemente, "pelo menos um de A ou B" ou, equivalentemente, "pelo menos um de A e/ou B") pode se referir, em uma modalidade, para pelo menos um, opcionalmente incluindo mais de um, A, sem B presente (e opcionalmente incluindo elementos diferentes de B); em outra modalidade, para pelo menos um, opcionalmente incluindo mais de um, B, sem A presente (e opcionalmente incluindo elementos diferentes de A); em ainda outra modalidade, a pelo menos um, opcionalmente incluindo mais de um, A, e pelo menos um, opcionalmente incluindo mais de um, B (e opcionalmente incluindo outros elementos); etc.

[00148] Além disso, a fraseologia e a terminologia usadas neste documento são para fins de descrição e não devem ser consideradas como limitantes. O uso de "incluindo", "que compreende" ou "que tem", "que contém", "envolvendo" e variações dos mesmos neste documento, destina-se a abranger os itens listados a seguir e seus equivalentes, bem como itens adicionais.

[00149] Nas reivindicações, bem como no relatório descritivo acima, todas as frases de transição, tais como "que compreende", "incluindo", "transportando", "que tem", "que contém", "envolvendo", "mantendo", "composto de” e semelhantes devem ser entendidos como abertos, ou seja, significando que inclui, mas não se limita a. Apenas as frases transitórias “que consiste em” e “que consiste essencialmente em” devem ser fechadas ou semifechadas, respectivamente.

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de ressonância magnética, caracterizado pelo fato de que compreende: pelo menos um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, pelo menos um primeiro magneto B0 que compreende uma primeira pluralidade de anéis de magneto permanente que inclui pelo menos dois anéis com respectivas alturas diferentes.

2. Aparelho, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que cada um da primeira pluralidade de anéis de magneto permanente tem uma respectiva altura diferente.

3. Aparelho, de acordo com a reivindicação 1 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que compreende ainda pelo menos um segundo magneto B0 configurado para produzir um segundo campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, pelo menos um primeiro magneto B0 que compreende uma segunda pluralidade de anéis de magneto permanente que inclui pelo menos dois anéis com respectivas alturas diferentes.

4. Aparelho, de acordo com a reivindicação 1 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que cada um da segunda pluralidade de anéis de magneto permanente tem uma respectiva altura diferente.

5. Aparelho, de acordo com a reivindicação 3 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 são dispostos um em relação ao outro de modo que uma região de formação de imagem é fornecida entre eles, e em que as alturas diferentes da primeira pluralidade de anéis de magneto permanente e as alturas diferentes da segunda pluralidade de anéis de magneto permanente são selecionadas para obter um primeiro nível de homogeneidade de campo magnético dentro de um primeiro campo de visão na região de formação de imagem que é menor que um segundo nível de homogeneidade de campo magnético no primeiro campo de visão que seria obtido com uma disposição da primeira pluralidade de anéis de magneto permanente que têm alturas iguais e a segunda pluralidade de anéis de magneto permanente que têm alturas iguais.

6. Aparelho, de acordo com a reivindicação 5 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que o primeiro campo de visão inclui uma esfera que tem um diâmetro em uma faixa de 17-23 cm e o primeiro nível de campo magnético de homogeneidade é pelo menos um fator de dois menor que o segundo nível de homogeneidade magnética.

7. Aparelho, de acordo com a reivindicação 3 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 são dispostos um em relação ao outro de modo que uma região de formação de imagem é fornecida entre eles; em que as alturas diferentes da primeira pluralidade de anéis de magneto permanente e as alturas diferentes da segunda pluralidade de anéis de magneto permanente são selecionadas para obter, na região de formação de imagem, um primeiro campo de visão que tem um primeiro volume e um primeiro homogeneidade de campo magnético; e em que o primeiro volume é maior que um segundo volume de um segundo campo de visão que tem o primeiro homogeneidade de campo magnético que seria obtido se as alturas da primeira pluralidade de anéis de magneto permanente fossem iguais e as alturas da segunda pluralidade de anéis de magneto permanente fossem iguais.

8. Aparelho, de acordo com a reivindicação 7 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que o primeiro volume é pelo menos 10 por cento maior que o segundo volume.

9. Aparelho, de acordo com a reivindicação 1 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que o primeira pluralidade de anéis de magneto permanente é concêntrico ao redor de um centro comum.

10. Aparelho, de acordo com a reivindicação 9 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a primeira pluralidade de anéis de magneto permanente compreende um primeiro anel de magneto permanente mais próximo ao centro comum que um segundo anel de magneto permanente, e em que uma primeira altura de segmentos de magneto permanente no primeiro anel de magneto permanente é menor que uma segunda altura de segmentos de magneto permanente no segundo anel de magneto permanente.

11. Aparelho, de acordo com a reivindicação 10 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a primeira pluralidade de anéis de magneto permanente compreende um terceiro anel de magneto permanente mais distante a partir do centro comum do que o segundo anel de magneto permanente, e em que uma terceira altura de segmentos de magneto permanente no terceiro anel de magneto permanente é maior do que a segunda altura dos segmentos de magneto permanente no segundo anel de magneto permanente.

12. Aparelho, de acordo com a reivindicação 11 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a primeira pluralidade de anéis de magneto permanente compreende um quarto anel de magneto permanente mais distante a partir do centro comum do que o terceiro anel de magneto permanente, e em que uma quarta altura de segmentos de magneto permanente no quarto anel de magneto permanente é maior do que a terceira altura de segmentos de magneto permanente no terceiro anel de magneto permanente.

13. Aparelho, de acordo com a reivindicação 10 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que múltiplos segmentos de magneto permanente no primeiro anel de magneto permanente têm a primeira altura, e em que múltiplos segmentos de magneto permanente no segundo anel de magneto permanente têm a segunda altura.

14. Aparelho, de acordo com a reivindicação 10 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que cada um dos segmentos de magneto permanente no primeiro anel de magneto permanente tem a primeira altura, e em que cada um dos segmentos de magneto permanente no segundo anel de magneto permanente tem a segunda altura.

15. Aparelho, de acordo com a reivindicação 10 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que os segmentos de magneto permanente no primeiro anel de magneto permanente compreendem os segmentos de arco circular.

16. Aparelho, de acordo com a reivindicação 10 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que os segmentos de magneto permanente no primeiro anel de magneto permanente compreendem blocos retangulares.

17. Aparelho, de acordo com a reivindicação 10 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que os segmentos de magneto permanente no primeiro anel de magneto permanente compreendem blocos trapezoidais.

18. Aparelho, de acordo com a reivindicação 3 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que segunda pluralidade de anéis de magneto permanente é concêntrica ao redor de um centro comum.

19. Aparelho, de acordo com a reivindicação 18 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a primeira pluralidade de anéis de magneto permanente e a segunda pluralidade de anéis de magneto permanente têm o mesmo número de anéis, de modo que cada anel de magneto permanente na primeira pluralidade de anéis de magneto permanente tem um anel de magneto permanente correspondente na segunda pluralidade de anéis de magneto permanente, e em que cada par de anéis de magneto permanente correspondentes tem os segmentos de magneto permanente da mesma altura.

20. Aparelho, de acordo com a reivindicação 3 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 contribui para o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, o campo magnético B0 que tem uma intensidade de força menor que ou igual a aproximadamente 0,2 T e maior que ou igual a aproximadamente 0,1 T.

21. Aparelho, de acordo com a reivindicação 3 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 contribui para o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, o campo magnético B0 que tem uma intensidade de força menor que ou igual a aproximadamente 0,1 T e maior que ou igual a aproximadamente 50 mT.

22. Aparelho, de acordo com a reivindicação 3 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 contribui para o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, o campo magnético B0 que tem uma intensidade de força menor que ou igual a aproximadamente 50 mT e maior que ou igual a aproximadamente 20 mT.

23. Aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de ressonância magnética, caracterizado pelo fato de que compreende: pelo menos um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética; pelo menos um segundo magneto B0 configurado para produzir um segundo campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, em que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B 0 são dispostos um em relação ao outro de modo que uma região de formação de imagem é fornecida entre eles; e um yoke configurado para capturar e direcionar pelo menos parte do fluxo magnético gerado por pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 para aumentar a densidade de fluxo magnético dentro da região de formação de imagem, o yoke que compreende: uma primeira placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um primeiro magneto B0; uma segunda placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um segundo magneto B0; uma armação que compreende o material ferromagnético e acoplada à primeira placa e à segunda placa; o primeiro material ferromagnético adicional acoplado à primeira placa para compensar a saturação magnética induzida na primeira placa; e o segundo material ferromagnético adicional acoplado à segunda placa para compensar a saturação magnética induzida na segunda placa.

24. Aparelho, de acordo com a reivindicação 23, caracterizado pelo fato de que o primeiro material ferromagnético adicional é fixo à primeira placa em um lado da primeira placa oposta à segunda placa.

25. Aparelho, de acordo com a reivindicação 23 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que o primeiro material ferromagnético adicional faz parte da primeira placa.

26. Aparelho, de acordo com a reivindicação 23 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que o primeiro material ferromagnético é fixo ao yoke.

27. Aparelho, de acordo com a reivindicação 24 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que segundo material ferromagnético adicional é acoplada a segunda placa em um lado da segunda placa oposta à primeira placa.

28. Aparelho, de acordo com a reivindicação 23 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a primeira placa compreende uma primeira região que tem uma primeira permeabilidade diferencial e uma segunda região que tem uma segunda permeabilidade diferencial inferior à primeira permeabilidade diferencial, e em que o primeiro material ferromagnético adicional é disposto próximo à primeira região para compensar as diferenças de permeabilidade diferencial nas primeira e segunda regiões.

29. Aparelho, de acordo com a reivindicação 28 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que primeiro material ferromagnético adicional compreende pelo menos uma placa ferromagnética.

30. Aparelho, de acordo com a reivindicação 29 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a armação compreende uma primeira parte de braço que compreende o material ferromagnético acoplado à primeira placa, e em que as pelo menos uma placa ferromagnética é próxima à primeira parte de braço.

31. Aparelho, de acordo com a reivindicação 30 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma placa ferromagnética compreende uma terceira placa próxima à primeira parte de braço e uma quarta placa próxima à primeira parte de braço.

32. Aparelho, de acordo com a reivindicação 31 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a primeira parte de braço é disposta entre e separa as terceira e quarta placas.

33. Aparelho, de acordo com a reivindicação 23, caracterizado pelo fato de que cada uma das primeira e segunda placas é substancialmente circular.

34. Aparelho, de acordo com a reivindicação 33 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que o primeiro material ferromagnético adicional compreende uma terceira placa que tem uma borda substancialmente circular.

35. Aparelho, de acordo com a reivindicação 33 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que o primeiro material ferromagnético adicional compreende uma terceira placa que é substancialmente um setor circular truncado.

36. Aparelho, de acordo com a reivindicação 23 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a armação é substancialmente em forma de C.

37. Aparelho, de acordo com a reivindicação 23 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 contribui para o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, o campo magnético B0 que tem uma intensidade de força menor que ou igual a aproximadamente 0,2 T e maior que ou igual a aproximadamente 0,1 T.

38. Aparelho, de acordo com a reivindicação 23 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 contribui para o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, o campo magnético B0 que tem uma intensidade de força menor que ou igual a aproximadamente 0,1 T e maior que ou igual a aproximadamente 50 mT.

39. Aparelho, de acordo com a reivindicação 23 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 contribui para o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, o campo magnético B0 que tem uma intensidade de força menor que ou igual a aproximadamente 50 mT e maior que ou igual a aproximadamente 20 mT.

40. Aparelho, de acordo com a reivindicação 23 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que o yoke compreende pelo menos uma parte produzida a partir de aço de baixo carbono, aço cobalto (CoFe), e/ou aço silício.

41. Aparelho, de acordo com a reivindicação 23 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 compreendem, cada um, um magneto permanente B0.

42. Aparelho, de acordo com a reivindicação 41 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 compreendem, cada um, um pluralidade de anéis concêntricos de magneto permanente.

43. Aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de ressonância magnética, caracterizado pelo fato de que compreende: pelo menos um primeiro magneto B0 configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética; pelo menos um segundo magneto B0 configurado para produzir um segundo campo magnético para contribuir com o campo magnético B0 para o sistema de ressonância magnética, em que pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B 0 são dispostos um em relação ao outro de modo que uma região de formação de imagem é fornecida entre eles; e um yoke configurado para capturar e direcionar pelo menos parte do fluxo magnético gerado por pelo menos um primeiro magneto B0 e pelo menos um segundo magneto B0 para aumentar a densidade de fluxo magnético dentro da região de formação de imagem, o yoke que compreende: uma primeira placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um primeiro magneto B0 e um primeiro conjunto de um ou mais orifícios para compensar a saturação magnética induzida na primeira placa; uma segunda placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um segundo B0 magneto e um segundo conjunto de um ou mais orifícios para compensar a saturação magnética induzida na segunda placa; uma armação que compreende o material ferromagnético e acoplada à primeira placa e à segunda placa.

44. Aparelho, de acordo com a reivindicação 43, caracterizado pelo fato de que os orifícios no primeiro conjunto de um ou mais orifícios são circulares.

45. Aparelho, de acordo com a reivindicação 43 ou qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que o primeiro conjunto de um ou mais orifícios torna a permeabilidade na primeira placa substancialmente mais simétrica em relação à permeabilidade na primeira placa que estaria presente se o primeiro conjunto de um ou mais orifícios estivesse ausente.

46. Aparelho para fornecer um campo magnético B0 para um sistema de ressonância magnética, caracterizado pelo fato de que compreende: pelo menos um primeiro B0 magneto configurado para produzir um primeiro campo magnético para contribuir com o B0 campo magnético para o sistema de ressonância magnética; pelo menos um segundo B0 magneto configurado para produzir um segundo campo magnético para contribuir com o B0 campo magnético para o sistema de ressonância magnética, em que pelo menos um primeiro B0 magneto e pelo menos um segundo B0 magneto são dispostos um em relação ao outro de modo que uma região de formação de imagem é fornecida entre eles; e um yoke configurado para capturar e direcionar pelo menos parte do fluxo magnético gerado por pelo menos um primeiro B0 magneto e pelo menos um segundo B0 magneto para aumentar a densidade de fluxo magnético dentro da região de formação de imagem, o yoke que compreende: uma primeira placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um primeiro B0 magneto, em que a primeira placa tem uma espessura variada para compensar a saturação magnética induzida na primeira placa; uma segunda placa que compreende o material ferromagnético e acoplada a pelo menos um segundo B0 magneto, em que a segunda placa tem uma espessura variada para compensar a saturação magnética induzida na segunda placa; e uma armação que compreende o material ferromagnético e acoplada à primeira placa e à segunda placa.

Petição 870200134631, de 26/10/2020, pág. 90/126 Fonte de energia Fonte de energia

Sequências de pulso

Amplificador(s) Bobinas homogeneizadoras Controlador 1/24

Comutador de Bobinas de transmissão/ transmissão/recepção recepção de RF

Gerenciamento térmico Bobinas de gradiente

Através de tudo

Contornos de superfície:H