BR112021012557A2

BR112021012557A2 - Correção de histerese em formação de imagem por ressonância magnética

Info

Publication number: BR112021012557A2
Application number: BR112021012557-4A
Authority: BR
Inventors: Rafael O'Halloran; Cedric Hugon; Laura Sacolick; Hadrien A. Dyvorne
Original assignee: Hyperfine, Inc.
Priority date: 2018-12-28
Filing date: 2019-11-15
Publication date: 2021-09-14
Also published as: US20200209335A1; US20220043094A1; EP3903117A2; IL284396A; CA3125092A1; US20240142556A1; KR20210143722A; AU2019417058A1; WO2020139476A2; JP2022515825A; US11156688B2; US20200209334A1; MX2021007856A; WO2020139476A3; CN113498479A; TW202032153A; US11867787B2

Abstract

correção de histerese em formação de imagem por ressonância magnética. a presente invenção refere-se a aparelho para o controle de pelo menos uma bobina de gradiente de um sistema de geração de imagens por ressonância magnética (mri), método associado, dispositivos (sonda de rf; e de armazenamento em computador). o aparelho pode incluir pelo menos um processador de hardware de computador; e pelo menos um meio de armazenamento que pode ser lido por computador que armazena instruções executáveis por processador que, quando executadas por pelo menos um processador de hardware de computador, fazem com que pelo menos um processador de hardware de computador execute um método. o método pode incluir a recepção da informação que especifica pelo menos uma sequência de pulsos alvo; a determinação de uma sequência de pulsos corrigida para o controle de pelo menos uma bobina de gradiente com base em pelo menos uma sequência de pulsos alvo e um modelo de histerese de magnetização induzida no sistema de mri causada pela operação de pelo menos uma bobina de gradiente; e o controle, ao usar a sequência de pulsos de gradiente corrigida, de pelo menos uma bobina de gradiente para gerar um ou mais pulsos de gradiente para gerar imagens de um paciente.

Description

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "COR- REÇÃO DE HISTERESE EM FORMAÇÃO DE IMAGEM POR RES- SONÂNCIA MAGNÉTICA".

ANTECEDENTES DA INVENÇÃO

[001] A formação de imagem por ressonância magnética (MRI) provê uma modalidade de formação de imagem importante para várias aplicações e é amplamente utilizada em ambientes clínicos e de pes- quisa para produzir imagens do interior do corpo humano. Em termos gerais, a MRI baseia-se na detecção de sinais de ressonância magné- tica (MR), que são ondas eletromagnéticas emitidas pelos átomos em resposta às mudanças de estado que resultam de campos eletromag- néticos aplicados. Por exemplo, as técnicas de ressonância nuclear magnética (NMR) envolvem a detecção dos sinais de MR emitidos dos núcleos dos átomos excitados quando do realinhamento ou do rela- xamento da rotação nuclear dos átomos em um objeto cuja imagem está sendo capturada (por exemplo, átomos no tecido do corpo huma- no). Os sinais de MR detectados podem ser processados para produ- zir imagens que, no contexto das aplicações médicas, permitem a in- vestigação de estruturas internas e/ou de processos biológicos dentro do corpo para fins diagnósticos, terapêuticos e/ou de pesquisa.

[002] A MRI provê uma modalidade de formação de imagem atra- tiva para a formação de imagens biológicas devido à capacidade de produzir imagens não invasivas com resolução e contraste relativa- mente altos sem as questões de segurança das outras modalidades (por exemplo, sem a necessidade de expor o indivíduo a radiação de ionização, por exemplo, raios-X, ou de inserir material radioativo no corpo). Além disso, a MRI é particularmente apropriada para fornecer o contraste do tecido mole, o que pode ser explorado para obter a imagem de um objeto de estudo que outras modalidades da formação de imagem são incapazes de obter satisfatoriamente. Além disso, as técnicas de MR podem capturar a informação sobre estruturas e/ou processos biológicos que outras modalidades são incapazes de adqui- rir. No entanto, há vários inconvenientes da MRI que, para uma dada aplicação de formação de imagem, podem envolver o custo relativa- mente alto do equipamento, disponibilidade limitada e/ou dificuldade em obter acesso aos scanners de MRI clínicos e/ou a extensão do processo de aquisição de imagem.

[003] A tendência na MRI clínica tem sido aumentar a intensidade de campo dos scanners de MRI para melhorar um ou mais dentre tempo de varredura, definição da imagem e contraste da imagem, o que, por sua vez, continua a aumentar os custos. A grande maioria dos scanners de MRI instalados opera a 1,5 ou 3 teslas (T), que se refere à intensidade de campo do campo magnético principal B0. Uma estimativa de custo superficial de um scanner de MRI clínico é de cer- ca de um milhão dólares por tesla, que não é o fator em uma operação substancial, no serviço e nos custos de manutenção envolvidos na operação de tais scanners de MRI.

[004] Além disso, os sistemas de MRI de campo elevado conven- cionais tipicamente requerem grandes ímãs supercondutores e com- ponentes eletrônicos associados a fim de gerar um campo magnético estático uniforme forte (B0) por meio do qual um objeto (por exemplo, um paciente) tem sua imagem capturada. O tamanho de tais sistemas é considerável com uma instalação de MRI típica, incluindo várias sa- las para o ímã, os componentes eletrônicos, o sistema de gerencia- mento térmico e as áreas do console de controle. O tamanho e o custo dos sistemas de MRI geralmente limitam o seu uso a instalações tais como hospitais e centros de pesquisa acadêmica, que têm espaço e recursos suficientes para comprar e manter os mesmos. O custo ele- vado e os substanciais requisitos de espaço dos sistemas de MRI de campo elevado resultam em uma disponibilidade limitada dos scan-

ners de MRI. Dessa maneira, frequentemente há situações clínicas em que uma varredura de MRI seria benéfica, mas normalmente, devido a uma ou mais das limitações discutidas acima, ela não é viável, sendo mesmo impossível, tal como discutido com mais detalhes abaixo.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO

[005] Algumas modalidades incluem um aparelho para o controle de pelo menos uma bobina do sistema de formação de imagem por ressonância magnética (MRI), e o aparelho compreende pelo menos um processador de hardware de computador e pelo menos um meio de armazenamento que pode ser lido por computador que armazena instruções executáveis por processador que, quando executadas por pelo menos um processador de hardware de computador, fazem com que pelo menos um processador de hardware de computador seja executado. O método inclui a recepção da informação que especifica pelo menos uma sequência de pulsos alvo; a determinação de uma sequência de pulsos corrigida para o controle de pelo menos uma bo- bina de gradiente com base em pelo menos uma sequência de pulsos alvo e em um modelo de histerese de magnetização induzida no sis- tema de MRI causada pela operação de pelo menos uma bobina de gradiente; e o controle, ao usar a sequência de pulsos corrigida, de pelo menos uma bobina de gradiente para gerar um ou mais pulsos de gradientes para gerar imagens de um paciente.

[006] Algumas modalidades incluem um método de controle de pelo menos uma bobina de gradiente de um sistema de formação de imagem por ressonância magnética (MRI), e o método compreende, com pelo menos um processador de hardware de computador: a re- cepção da informação que especifica pelo menos uma sequência de pulsos alvo; a determinação de uma sequência de pulsos corrigida pa- ra o controle de pelo menos uma bobina de gradiente com base em pelo menos uma sequência de pulsos alvo e um modelo de histerese de magnetização induzida no sistema de MRI causada pela operação de pelo menos uma bobina de gradiente; e o controle, ao usar a se- quência de pulsos corrigida, de pelo menos uma bobina de gradiente para gerar um ou mais pulsos de gradientes para gerar imagens de um paciente.

[007] Algumas modalidades incluem pelo menos um meio de ar- mazenamento que pode ser lido por computador que armazena instru- ções executáveis por computador que, quando executadas por pelo menos um processador de hardware de computador, fazem com que pelo menos um processador de hardware de computador execute um método que compreende: a recepção da informação que especifica pelo menos uma sequência de pulsos alvo; a determinação de uma sequência de pulsos corrigida para o controle de pelo menos uma bo- bina de gradiente com base em pelo menos uma sequência de pulsos alvo e um modelo de histerese de magnetização induzida no sistema de MRI causada pela operação de pelo menos uma bobina de gradien- te; e o controle, ao usar a sequência de pulsos corrigida, de pelo me- nos uma bobina de gradiente para gerar um ou mais pulsos de gradi- entes para gerar imagens de um paciente.

[008] Algumas modalidades incluem um método de medição da histerese em um sistema de formação de imagem por ressonância magnética (MRI) que compreende pelo menos uma bobina de gradien- te, em que o método compreende: o controle de pelo menos uma bo- bina de gradiente ao usar uma primeira sequência de pulsos que com- preende uma primeira pluralidade de pulsos; a medição, ao usar uma sonda de RF de múltiplos elementos colocada em uma região de for- mação de imagens do sistema de MRI, de uma primeira pluralidade de intensidades de campo magnético na região de formação de imagens do sistema de MRI, e cada uma da primeira pluralidade de intensida- des de campo magnético resultando, pelo menos em parte, de uma respectiva da primeira pluralidade de pulsos da primeira sequência de pulsos; a estimativa de parâmetros de um modelo de histerese basea- do na primeira pluralidade de intensidades de campo magnético medi- da; e armazenamento dos parâmetros do modelo de histerese.

[009] Algumas modalidades incluem pelo menos um meio de ar- mazenamento que pode ser lido por computador que armazena instru- ções executáveis por computador que, quando executadas por pelo menos um processador de hardware de computador, fazem com que pelo menos um processador de hardware de computador execute um método de medir a histerese em um sistema de formação de imagem por ressonância magnética (MRI) que compreende pelo menos uma bobina de gradiente, e o método compreende: o controle de pelo me- nos uma bobina de gradiente ao usar uma primeira sequência de pul- sos que compreende uma primeira pluralidade de pulsos; a medição, ao usar uma sonda de RF de múltiplos elementos colocada em uma região de formação de imagens do sistema de MRI, de uma primeira pluralidade de intensidades de campo magnético na região de forma- ção de imagens do sistema de MRI, e cada uma da primeira pluralida- de de intensidades de campo magnético resultando, pelo menos em parte, de uma respectiva da primeira pluralidade de pulsos da primeira sequência de pulsos; estimativa dos parâmetros de um modelo de his- terese baseado na primeira pluralidade de intensidades de campo magnético medida; e armazenamento dos parâmetros do modelo de histerese.

[0010] Algumas modalidades incluem um aparelho para o controle de pelo menos uma bobina de gradiente de um sistema de formação de imagem por ressonância magnética (MRI), em que o aparelho compreende pelo menos um processador de hardware de computador e pelo menos um meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador que armazena instruções executáveis por computador que,

quando executadas por pelo menos um processador de hardware de computador, fazem com que pelo menos um processador de hardware de computador execute um método. O método inclui: o controle de pe- lo menos uma bobina de gradiente ao usar uma primeira sequência de pulsos que compreende uma primeira pluralidade de pulsos; a medi- ção, ao usar uma sonda de RF de múltiplos elementos colocada em uma região de formação de imagens do sistema de MRI, de uma pri- meira pluralidade de intensidades de campo magnético na região de formação de imagens do sistema de MRI, e cada uma da primeira plu- ralidade de intensidades de campo magnético resultando, pelo menos em parte, de uma respectiva da primeira pluralidade de pulsos da pri- meira sequência de pulsos; a estimativa de parâmetros de um modelo de histerese baseado na primeira pluralidade de intensidades de cam- po magnético medida; e armazenamento dos parâmetros do modelo de histerese.

[0011] Algumas modalidades incluem uma sonda de múltiplos elementos para medição da histerese em um sistema de formação de imagem por ressonância magnética (MRI), em que a sonda de múlti- plos elementos compreende: uma bobina de transmissão de RF; uma pluralidade de elementos de recepção de RF; e uma pluralidade de amostras líquidas, cada amostra líquida contida dentro de uma respec- tiva bobina da pluralidade de elementos de recepção de RF.

[0012] Algumas modalidades incluem um método de medir a histe- rese em um sistema de formação de imagem por ressonância magné- tica (MRI) que compreende pelo menos um eletroímã, em que o méto- do compreende a medição do campo magnético em uma região de formação de imagens do sistema de MRI ao usar uma sonda de múlti- plos elementos. A sonda de múltiplos elementos inclui: uma bobina de transmissão de RF; uma pluralidade de elementos de recepção de RF; e uma pluralidade de amostras líquidas, cada amostra líquida contida dentro de uma respectiva bobina da pluralidade de elementos de re- cepção de RF.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

[0013] Os vários aspectos e modalidades da tecnologia descrita serão descritos com referência às figuras a seguir. Deve ser apreciado que as figuras não são necessariamente desenhadas em escala.

[0014] A Figura 1 ilustra componentes exemplificadores de um sis- tema de formação de imagem por ressonância magnética.

[0015] Figura 2A ilustra um ímã B0 que compreende uma plurali- dade de ímãs permanentes, de acordo com algumas modalidades.

[0016] A Figura 2B ilustra uma vista superior de uma configuração exemplificadora dos anéis do ímã permanente que formam, em parte, o ímã B0 ilustrado na Figura 2A.

[0017] A Figura 3 ilustra um ímã B0 que compreende uma plurali- dade de ímãs permanentes, de acordo com algumas modalidades.

[0018] A Figura 4 ilustra uma vista superior de uma configuração exemplificadora dos anéis do ímã permanentes que formam, em parte, o ímã B0 ilustrado na Figura 3.

[0019] As Figuras 5A e 5B ilustram um anel exemplificador de segmentos do ímã permanente para o ímã B0, de acordo com algumas modalidades.

[0020] As Figuras 5C e 5D ilustram vistas diferentes dos segmen- tos do ímã permanente que podem ser usados para formar o anel de ímã permanente ilustrado na Figura 5E, de acordo com algumas mo- dalidades.

[0021] A Figura 5E ilustra um anel de ímã permanente para um ímã B0, de acordo com algumas modalidades.

[0022] As Figuras 5F e 5G ilustram vistas diferentes dos segmen- tos do ímã permanente que podem ser usados para formar o anel de ímã permanente ilustrado na Figura 5H, de acordo com algumas mo-

dalidades.

[0023] A Figura 5H ilustra um anel de ímã permanente para um ímã B0, de acordo com algumas modalidades.

[0024] As Figuras 6A e 6B ilustram um sistema de MRI de campo baixo portátil, de acordo com algumas modalidades.

[0025] A Figura 7 mostra um circuito impulsor para impulsionar uma corrente através de uma bobina a fim de produzir um campo magnético, de acordo com algumas modalidades da tecnologia descri- ta no presente documento.

[0026] A Figura 8 ilustra um sistema computadorizado, de acordo com algumas modalidades.

[0027] A Figura 9A ilustra uma sequência de pulsos de gradiente, de acordo com algumas modalidades.

[0028] A Figura 9B ilustra uma curva de histerese medida, de acordo com algumas modalidades.

[0029] A Figura 10A ilustra um modelo de histerona de uma partí- cula magnética, de acordo com algumas modalidades.

[0030] A Figura 10B ilustra um modelo de Preisach dos efeitos da histerese com base em múltiplos modelos de histerona, de acordo com algumas modalidades.

[0031] A Figura 11A ilustra um campo magnético aplicado depen- dente do tempo exemplificador, de acordo com algumas modalidades.

[0032] A Figura 11B ilustra a aplicação de um modelo de Preisach, de acordo com algumas modalidades.

[0033] A Figura 11C ilustra um campo magnético aplicado depen- dente do tempo exemplificador, de acordo com algumas modalidades.

[0034] A Figura 11D ilustra a aplicação de um modelo de Preisach, de acordo com algumas modalidades.

[0035] A Figura 12 ilustra um modelo de Preisach dos efeitos da histerese com base em múltiplos modelos de histerona, de acordo com algumas modalidades.

[0036] A Figura 13A ilustra um diagrama esquemático de uma sonda de múltiplos elementos, de acordo com algumas modalidades.

[0037] A Figura 13B ilustra um elemento de recepção de uma son- da de múltiplos elementos, de acordo com algumas modalidades.

[0038] A Figura 13C é uma vista superior de uma sonda de múlti- plos elementos, de acordo com algumas modalidades.

[0039] A Figura 13D é uma vista em perspectiva de uma sonda de múltiplos elementos, de acordo com algumas modalidades.

[0040] A Figura 13E é uma vista lateral de uma sonda de múltiplos elementos, de acordo com algumas modalidades.

[0041] A Figura 13F é uma vista de extremidade de uma sonda de múltiplos elementos, de acordo com algumas modalidades.

[0042] A Figura 13G é uma vista em perspectiva de uma sonda de múltiplos elementos, de acordo com algumas modalidades.

[0043] A Figura 13H é uma vista em perspectiva de uma sonda de múltiplos elementos, de acordo com algumas modalidades.

[0044] A Figura 14 ilustra um método de medir os efeitos da histe- rese induzidos em um sistema de MRI, de acordo com algumas moda- lidades.

[0045] A Figura 15A ilustra uma porção de uma sequência de pul- sos usada para controlar um sistema de MRI, de acordo com algumas modalidades.

[0046] A Figura 15B ilustra sequências da amplitude de compres- são de gradiente exemplificadoras, de acordo com algumas modalida- des.

[0047] A Figura 16 ilustra efeitos medidos da histerese do campo magnético da constante e de gradiente, de acordo com algumas mo- dalidades.

[0048] A Figura 17A ilustra um modelo de Preisach de efeitos da histerese com pesos ajustados, de acordo com algumas modalidades.

[0049] A Figura 17B ilustra uma curva de histerese versus gradien- te, de acordo com algumas modalidades.

[0050] A Figura 17C ilustra uma curva de histerese versus tempo, de acordo com algumas modalidades.

[0051] A Figura 18 ilustra um método de controle de pelo menos uma bobina de gradiente de um sistema de formação de imagem por ressonância magnética (MRI), de acordo com algumas modalidades.

[0052] A Figura 19A ilustra uma imagem de MRI exemplificadora resultante de um sistema de MRI sem corrigir os efeitos da histerese.

[0053] A Figura 19B ilustra uma imagem de MRI exemplificadora resultante de um sistema de MRI que corrige os efeitos da histerese, de acordo com algumas modalidades.

DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃO

[0054] O mercado de scanners de MRI é predominantemente do- minado pelos sistemas do campo elevado e particularmente para as aplicações médicas ou clínicas de MRI. Tal como discutido acima, a tendência geral na formação de imagem médica foi produzir os scan- ners de MRI com intensidades de campo cada vez mais maiores, com a grande maioria dos scanners clínicos de MRI operando a 1,5 T ou 3 T, com as intensidades de campo mais elevadas de 7 T e 9 T sendo usadas em ambientes de pesquisa. Tal como aqui utilizado, o termo "campo elevado" geralmente se refere aos sistemas de MRI atualmen- te em uso em um ambiente clínico e, mais particularmente, aos siste- mas de MRI que operam com um campo magnético principal (isto é, um campo B0) de 1,5 T ou mais, embora os sistemas clínicos que ope- ram entre 0,5 T e 1,5 T frequentemente também são caracterizados como de "campo elevado". As intensidades de campo entre cerca de 0,2T e 0,5T têm sido caracterizadas como de "campo médio" e, à me- dida que as intensidades de campo no regime do campo elevado con-

tinuaram a aumentar, as intensidades de campo na faixa entre 0,5 T e 1 T também são caracterizadas como de campo médio. Pelo contrário, o termo "campo baixo" geralmente se refere aos sistemas de MRI que operam com um campo B0 menor ou igual a cerca de 0,2 T, embora os sistemas que têm um campo B0 entre 0,2 T e cerca de 0,3 T às vezes têm sido caracterizados como de campo baixo em consequência das intensidades de campo aumentadas na extremidade elevada do regi- me do campo elevado. Dentro do regime do campo baixo, os sistemas de MRI de campo baixo que operam com um campo B0 menor do que 0,1 T são indicados no presente documento como de "campo muito baixo", e os sistemas de MRI de campo baixo que operam com um campo B0 menor do que 10 mT são indicados no presente documento como de "campo ultrabaixo".

[0055] Tal como discutido acima, os sistemas de MRI convencio- nais requerem instalações especializadas. Uma sala blindada eletro- magneticamente é necessária para o sistema de MRI operar e o piso da sala deve ser reforçado estruturalmente. Salas adicionais devem ser providas para os componentes eletrônicos de potência elevada e para a área de controle do técnico de varredura. Também deve ser provido acesso seguro ao local. Além disso, uma conexão elétrica tri- fásica dedicada deve ser instalada para alimentar os componentes ele- trônicos que devem, por sua vez, ser refrigerados por uma fonte de água fria e uma capacidade de HVAC adicional deve ser provida. Es- ses requisitos de local não são somente caros, mas limitam significati- vamente os locais onde os sistemas de MRI podem ser empregados. Os scanners clínicos de MRI convencionais também requerem uma perícia substancial para serem operados e mantidos. Esses técnicos altamente treinados e seus coordenadores adicionam grandes custos operacionais contínuos para operar um sistema de MRI. Em conse- quência disso, o MRI convencional tem um custo proibitivo e acessibi-

lidade severamente limitada, impedindo que o MRI seja uma ferramen- ta diagnóstica amplamente disponível capaz de produzir uma ampla faixa de soluções clínicas de formação de imagem onde e quando ne- cessário. Os pacientes devem visitar uma dentre um número limitado de instalações em dia e local agendados antecipadamente, impedindo que o MRI seja usado em várias aplicações médicas para as quais é excepcionalmente eficaz em ajudar no diagnóstico, cirurgia, monitora- mento do paciente e similares.

[0056] Tal como discutido acima, os sistemas de MRI de campo elevado requerem instalações especialmente adaptadas para acomo- dar o tamanho, o peso, o consumo de energia e os requisitos de blin- dagem desses sistemas. Por exemplo, um sistema de MRI de 1,5 T tipicamente pesa entre 4 a 10 toneladas, e um sistema de MRI de 3 T tipicamente pesa entre 8 a 20 toneladas. Além disso, os sistemas de MRI de campo elevado geralmente requerem quantidades significati- vas de blindagem pesada e cara. Muitos scanners de campo médio são ainda mais pesados, pesando entre 10 a 20 toneladas devido, em parte, ao uso de ímãs permanentes e/ou jugos muito grandes. Os sis- temas de MRI de campo baixo comercialmente disponíveis (por exem- plo, que operam com um campo magnético B0 de 2 T) também estão tipicamente na faixa de 10 toneladas ou mais devido à grande quanti- dade de material ferromagnético usada para gerar o campo B0, com tonelagem adicional na blindagem. Para acomodar este equipamento pesado, salas (que têm tipicamente um tamanho mínimo de 30 a 50 metros quadrados) precisam ser construídas com piso reforçado (por exemplo, piso de concreto) e devem ser especialmente blindadas para impedir que a radiação eletromagnética interfira na operação do siste- ma de MRI. Desse modo, os sistemas de MRI clínicos disponíveis fi- cam imóveis e requerem uma despesa significativa em termos de um espaço grande, dedicado, dentro de um hospital ou de uma instalação,

além de custos consideráveis de preparação do espaço para a opera- ção, requerendo custos contínuos adicionais de perícia para operar e manter o sistema.

[0057] Além disso, os sistemas de MRI atualmente disponíveis ti- picamente consomem grandes quantidades de energia. Por exemplo, os sistemas de MRI comuns de 1,5 T e 3 T normalmente consomem entre 20 e 40 kW de energia durante a operação, enquanto os siste- mas de MRI disponíveis de 5 T e 2 T geralmente consomem entre 5 e 20 kW. Ao discutir o consumo de energia no presente documento, a energia média consumida em um intervalo de interesse será indicada, a menos que esteja especificado de alguma outra maneira. Por exem- plo, o consumo de 20 a 40 kW mencionado acima indica a energia média consumida pelos sistemas de MRI convencionais durante a aquisição da imagem, o que pode incluir períodos relativamente curtos de consumo de energia de pico que excede significativamente o con- sumo de energia médio (por exemplo, quando as bobinas de gradiente e/ou as bobinas de radiofrequência (RF) são pulsadas por períodos relativamente curtos da sequência de pulsos). Os intervalos de con- sumo de energia de pico (ou grandes) tipicamente são tratados atra- vés de elementos de armazenamento de energia (por exemplo, capa- citores) do próprio sistema de MRI. Desse modo, o consumo de ener- gia médio é a propriedade mais relevante porque geralmente determi- na o tipo de conexão de energia necessária para operar o dispositivo. Por conseguinte, os sistemas de MRI clínicos disponíveis também de- vem ter fontes de energia dedicadas, requerendo tipicamente uma co- nexão trifásica dedicada para a grade a fim de operar o sistema de MRI. Os componentes eletrônicos adicionais são então necessários para converter a energia trifásica em energia monofásica utilizada pelo sistema de MRI. Muitos requisitos físicos de aplicação dos sistemas de MRI clínicos convencionais criam um problema significativo de dispo-

nibilidade e restringem severamente as aplicações clínicas para as quais o MRI pode ser utilizado.

[0058] Por conseguinte, os vários requisitos do MRI de campo ele- vado resultam em instalações proibitivas em muitas situações, limitan- do sua aplicação aos grandes hospitais institucionais ou às instalações especializadas e geralmente restringindo seu uso a horários com muito pouca folga, requerendo que o paciente visite as instalações dedica- das em momentos antecipadamente agendados. Desse modo, as mui- tas restrições do MRI de campo elevado impedem que o MRI seja in- teiramente utilizado como uma modalidade de formação de imagem. Apesar dos inconvenientes do MRI de campo elevado mencionados acima, o apelo a um aumento significativo em SNR de campos mais elevados continua a impulsionar a indústria para intensidades de cam- po cada vez mais elevadas para uso em aplicações de MRI clínicas e médicas, aumentando também o custo e a complexidade dos scanners de MRI, e também limitando a sua disponibilidade e impedindo o seu uso como uma solução de formação de imagem de finalidade geral e/ou geralmente disponível.

[0059] O baixo SNR dos sinais de MR produzidos no regime de campo baixo (particularmente no regime de campo baixo) impediu o desenvolvimento de um sistema de MRI de custo relativamente baixo, de baixa energia e/ou portátil. Os sistemas de MRI de "campo baixo" convencionais operam na extremidade elevada do que é tipicamente caracterizado como faixa de campo baixo (por exemplo, os sistemas de campo baixo clinicamente disponíveis têm um piso de cerca de 2 T) para conseguir imagens úteis. Embora um pouco menos caros que os sistemas de MRI de campo elevado, os sistemas de MRI de campo baixo convencionais compartilham de muitos dos mesmos inconveni- entes. Em particular, os sistemas de MRI de campo baixo convencio- nais são instalações grandes, fixas e imóveis, consomem substancial energia (o que requer conexões de energia trifásicas dedicadas) e re- querem salas especialmente blindadas e espaços dedicados grandes. Os desafios do MRI de campo baixo impediram o desenvolvimento de sistemas de MRI do custo relativamente baixo, de baixa energia e/ou portáteis que podem produzir imagens úteis.

[0060] Os inventores desenvolveram técnicas que viabilizam um sistema de MRI portátil, de campo baixo, de baixa energia e/ou de cus- to baixo que pode melhorar a aplicabilidade em grande escala da tec- nologia de MRI em vários ambientes além das instalações atuais de MRI em ambientes de hospitais e de pesquisa. Em consequência dis- so, o MRI pode ser usado em salas de emergência, clínicas pequenas, consultórios médicos, unidades móveis, em campo, etc. e pode ser levado até o paciente (por exemplo, no leito) para realizar uma ampla variedade de procedimentos e protocolos de formação de imagem. Al- gumas modalidades incluem os sistemas de MRI de campo muito bai- xo (por exemplo, 1 T, 50 mT, 20 mT, etc.) que facilitam um sistema MRI portátil, de baixo custo, de baixa energia, aumentando de maneira significativa a disponibilidade de MRI em um ambiente clínico.

[0061] Há vários desafios para desenvolver um sistema de MRI clínico no regime de campo baixo. Tal como aqui utilizado, o termo sis- tema de MRI clínico refere-se a um sistema de MRI que produz ima- gens clinicamente úteis, que são as imagens que têm resolução sufici- ente e tempos de aquisição adequados e que são úteis a um médico ou a um clínico para sua finalidade pretendida, dada uma aplicação particular da formação de imagem. Dessa maneira, a resolução/tempo de aquisição das imagens clinicamente úteis dependerão da finalidade para a qual as imagens estão sendo obtidas. Entre os numerosos de- safios em obter imagens clinicamente úteis em regime de campo baixo é o SNR relativamente baixo. Em particular, a relação entre SNR e in- tensidade do campo B0 é de cerca de B05/4 nas intensidades de campo acima de 0,2 T e de cerca de B03/2 nas intensidades de campo abaixo de 0,1 T. Dessa maneira, o SNR cai substancialmente com as diminui- ções na intensidade de campo, com quedas ainda mais significativas no SNR experimentadas em uma intensidade muito baixa. Esta queda substancial de SNR que resulta da redução da intensidade do campo é um fator significativo que impede o desenvolvimento de sistemas de MRI clínicos no regime de campo muito baixo. Em particular, o desafio de um SNR baixo em intensidades de campo muito baixas impediu o desenvolvimento de um sistema de MRI clínico que opera no regime de campo muito baixo. Em consequência disso, os sistemas de MRI clínicos foram limitados à faixa de cerca de 2 T ou mais, cujos siste- mas são sistemas de MRI grandes, pesados (e caros) que consomem energia significativa, geralmente requerendo espaços fixos dedicados (ou tendas blindadas) e fontes de energia dedicadas.

[0062] Os inventores reconheceram e consideraram que para de- senvolver sistemas de MRI de campo baixo e de campo muito baixo capazes de produzir imagens clinicamente úteis, o SNR deve ser au- mentado. As fontes de ruído e de erros que são convencionalmente ignoradas nos sistemas de MRI de campo elevado (devido a esses erros serem pequenos em relação à intensidade dos campos magnéti- cos nos sistemas de campo elevado) podem reduzir o SNR de siste- mas de MRI de campo baixo e impactar significativamente na qualida- de das imagens resultantes. Desse modo, essas fontes de ruído e de erros criam os problemas que não foram tratados no desenvolvimento dos sistemas de MRI de campo grande, e esses problemas são impor- tantes de tratar nos sistemas de MRI de campo baixo para garantir um SNR o mais elevado possível.

[0063] Os inventores reconheceram que os efeitos da histerese, devido à magnetização induzida em materiais ferromagnéticos, redu- zem o SNR e/ou causam erros na formação da imagem em sistemas de MRI de campo baixo. Muitos componentes dos sistemas de MRI e ambientes associados são formados ou incluem os materiais ferro- magnéticos que são suscetíveis à magnetização induzida por um ou mais eletroímãs do sistema de MRI. Quando o material ferromagnético dos vários componentes é magnetizado, os campos magnéticos resul- tantes afetam o campo magnético em uma região de formação de imagens do sistema de MRI, incluindo o campo B0, campos de gradi- ente lineares e termos de ordem mais elevada. Nos sistemas de MRI de campo elevado, os campos magnéticos criados pela magnetização induzida dos materiais ferromagnéticos dos vários componentes do sistema podem ser ignorados devido à pequena magnitude desses campos em relação à intensidade de campo elevado dos ímãs do sis- tema de MRI. No entanto, os efeitos da histerese devem ser tratados nos sistemas de MRI de campo baixo para aumentar o SNR.

[0064] Por exemplo, um sistema de MRI de campo baixo pode in- cluir um sistema magnético com as placas de ímã permanentes conec- tadas por um jugo ferromagnético (vide, por exemplo, a Figura 2A a seguir). Tal sistema de MRI de campo baixo inclui uma ou mais bobi- nas de gradiente usadas para prover o gradiente dos campos magné- ticos na região de formação de imagem do sistema de MRI de campo baixo. Uma sequência de pulsos de gradiente é usada para controlar o campo magnético gerado pela bobina de gradiente, de tal maneira que o campo magnético na região de formação de imagem varia como uma função do tempo. O campo magnético dinâmico gerado pela(s) bobina(s) de gradiente induz uma magnetização nas placas de ímã permanentes, no jugo ferromagnético e em outros componentes do sistema de MRI feito de material ferromagnético. A magnetização in- duzida é um efeito da histerese que cria um campo magnético na regi- ão de formação de imagem além do campo magnético criado pela(s) bobina(s) de gradiente. Consequentemente, o campo magnético real presente na região de formação de imagem não é mais controlado precisamente pela(s) bobina(s) de gradiente, mas, em vez disso, é a soma do campo magnético gerado pela(s) bobina(s) de gradiente e do campo magnético gerado pela magnetização induzida (e o campo magnético criado por outros ímãs do sistema de MRI, tal como um ímã B0). O fato de não haver controle preciso sobre o campo magnético que está na região de formação de imagem reduz o SNR e a qualida- de das imagens de MRI resultantes.

[0065] Uma abordagem para reduzir os erros causados pelos efei- tos da histerese em sistemas de MRI de campo baixo consiste em in- cluir pulsos de desmagnetização durante uma rotina de formação de imagem. No entanto, a adição de pulsos de desmagnetização aumenta o tempo que o sistema leva para realizar a rotina da formação de ima- gem e/ou requer lóbulos de correção de gradiente extras, que ofere- cem uma correção incompleta do efeito de histerese. Os inventores desenvolveram uma técnica para reduzir os erros de formação de imagem resultantes dos efeitos da histerese que não aumenta a dura- ção da rotina de formação de imagem por meio da adição de pulsos de desmagnetização adicionais.

[0066] Os inventores reconheceram que os efeitos da histerese induzidos em um sistema de MRI de campo baixo podem ser medidos antes de usar o sistema de MRI de campo baixo para obter a imagem de um paciente. Por sua vez, as medições podem ser usadas para cri- ar um modelo de histerese dos efeitos da histerese, que pode ser usa- do para compensar esses efeitos durante a formação de imagem sub- sequente. Por exemplo, o modelo de histerese pode ser usado para modificar uma sequência de pulsos alvo a fim de determinar uma se- quência de pulsos corrigida para controlar os eletroímãs (por exemplo, as bobinas de gradiente) do sistema de MRI a fim de criar a intensida- de de campo magnético desejada na região de formação de imagens do sistema de MRI. Tendo em vista o fato que os efeitos da histerese são considerados ao determinar a sequência de pulsos usada para controlar os eletroímãs, em algumas modalidades, a intensidade de campo magnético desejada pode refletir as contribuições da magneti- zação induzida do sistema de MRI e do campo magnético criados pe- los eletroímãs controlados pela sequência de pulsos corrigida.

[0067] Por conseguinte, em algumas modalidades, um modelo de histerese é usado para determinar uma sequência de pulsos corrigida para controlar um ou mais eletroímãs do sistema de MRI. Deve ser observado que a localização exata da magnetização induzida não pre- cisa ser determinada. Por exemplo, um jugo, outros componentes magnéticos, um invólucro, os componentes eletrônicos e/ou qualquer número de outros componentes do sistema de MRI podem ser feitos de material ferromagnético e podem exibir efeitos da histerese. A quantidade de magnetização induzida associada com cada componen- te não precisa ser determinada. Ao fazer a medição dos efeitos da his- terese antes da rotina de formação de imagem, a magnetização indu- zida de quaisquer materiais ferromagnéticos presentes no momento da medição pode ser levada em consideração coletivamente pelo modelo de histerese. Ao empregar tais técnicas, os inventores observaram um aumento no SNR de cerca de 15%.

[0068] Em algumas modalidades, um aparelho para o controle de pelo menos uma bobina de gradiente de um sistema de MRI inclui pelo menos um processador de hardware de computador; e pelo menos um meio de armazenamento que pode ser lido por computador que arma- zena instruções executáveis por computador que, quando executadas por pelo menos um processador de hardware de computador, fazem com que pelo menos um processador de hardware de computador execute um método que compreende: a recepção de pelo menos uma sequência de pulsos de gradientes alvo; a determinação de uma se-

quência de pulsos de campo de gradiente corrigida a fim de acionar pelo menos uma bobina de gradiente com base em pelo menos uma sequência de pulsos de gradientes alvo e a história de pelo menos um ajuste de controle para pelo menos uma bobina de gradiente; e o con- trole de pelo menos uma bobina de gradiente ao usar a sequência de pulsos de gradientes corrigida.

[0069] Em algumas modalidades, o sistema de MRI inclui um jugo ferromagnético e o modelo de histerese representa os efeitos da histe- rese induzidos pelo menos no jugo ferromagnético pela operação de pelo menos uma bobina de gradiente.

[0070] Em algumas modalidades, a determinação da sequência de pulsos corrigida pode incluir o ajuste de uma amplitude de um pulso dentro de uma sequência de pulsos de gradientes alvo da sequência de pulsos alvo. Alternativa ou adicionalmente, a determinação da se- quência de pulsos corrigida pode incluir a determinação de uma se- quência de pulsos de radiofrequência (RF) de transmissão corrigida usada para controlar uma bobina de transmissão de RF e/ou uma se- quência de pulsos de RF de recepção corrigida usada para controlar uma bobina de recepção de RF. Por exemplo, a determinação de uma sequência de pulsos de RF de transmissão corrigida pode incluir o ajuste de uma frequência central ou fase de um pulso de RF de trans- missão da sequência de pulsos de RF de transmissão corrigida; e a determinação de uma sequência de pulsos de RF de recepção corrigi- da pode incluir o ajuste de uma frequência central ou fase de um pulso de RF de recepção de uma sequência de pulsos de RF de recepção corrigida.

[0071] Os inventores também reconheceram que uma sonda de múltiplos elementos pode ser colocada dentro do sistema de MRI para medir os efeitos da histerese. A sonda de múltiplos elementos inclui vários elementos de recepção para medir o campo magnético dentro da região de formação de imagens do sistema de MRI. As medições são então usadas para determinar um modelo dos efeitos da histerese induzidos no sistema de MRI. Os efeitos da histerese induzidos no sis- tema de MRI dependem da história das sequências do pulso aplicadas aos eletroímãs. Por conseguinte, o campo magnético na região de formação de imagem que resulta da magnetização induzida pode ser medido para múltiplas sequências do pulso diferentes.

[0072] Em algumas modalidades, uma sonda de múltiplos elemen- tos para medição da histerese em um sistema de MRI inclui: uma bo- bina de transmissão de RF; uma pluralidade de elementos de recep- ção de RF; e uma pluralidade de amostras líquidas, cada amostra lí- quida contida dentro de uma respectiva bobina da pluralidade de ele- mentos de recepção de RF.

[0073] Algumas modalidades incluem um método de medição da histerese em um sistema de MRI magnético que compreende pelo menos um eletroímã, em que o método inclui: a medição do campo magnético em uma região de formação de imagens do sistema de MRI ao usar uma sonda de múltiplos elementos, e a sonda de múltiplos elementos compreende: uma bobina de transmissão de RF; uma plu- ralidade de elementos de recepção de RF; e uma pluralidade de amos- tras de líquido ou de gel, e cada amostra de líquido ou de gel está con- tida dentro de uma respectiva bobina da pluralidade de elementos de recepção de RF.

[0074] Algumas modalidades incluem um método de medição da histerese em um sistema de MRI que compreende pelo menos uma bobina de gradiente, em que o método compreende: o controle de pelo menos uma bobina de gradiente ao usar uma primeira sequência de pulsos que compreende uma primeira pluralidade de pulsos; a medi- ção, ao usar uma sonda de RF de múltiplos elementos colocada em uma região de formação de imagens do sistema de MRI, de uma pri-

meira pluralidade de intensidades de campo magnético na região de formação de imagens do sistema de MRI, cada uma da primeira plura- lidade de intensidades de campo magnético resultando, pelo menos em parte, de uma respectiva da primeira pluralidade de pulsos da pri- meira sequência de pulsos; a estimativa de parâmetros de um modelo de histerese baseado na primeira pluralidade de intensidades de cam- po magnético medida; e o armazenamento dos parâmetros do modelo de histerese.

[0075] A Figura 1 é um diagrama de blocos dos componentes típi- cos 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 dispositivo de armazenamento de sequências de pulso 108, o sistema de gerenciamento de energia 110 e os compo- nentes magnéticos 120. Deve ser apreciado que o sistema 100 é ilus- trativo e que o sistema de MRI pode ter um ou mais outros componen- tes de qualquer tipo apropriado além ou em vez dos componentes ilus- trados na Figura 1. No entanto, um sistema de MRI geralmente incluirá esses componentes de nível elevado, embora a implementação des- ses componentes para um determinado sistema de MRI possa diferir bastante, tal como discutido com detalhes adicionais a seguir.

[0076] Tal como ilustrado na Figura 1, os componentes magnéti- cos 120 compreendem o ímã B0 122, as bobinas de calço 124, as bo- binas de transmissão e de recepção de RF 126 e as bobinas de gradi- ente 128. O ímã 122 pode ser usado para gerar o campo magnético principal B0. O ímã 122 pode ser qualquer tipo ou combinação apropri- ada de componentes magnéticos que podem gerar um campo magné- tico principal desejado B0. Tal como discutido acima, no regime de campo elevado, o ímã B0 é formado tipicamente ao usar o material su- percondutor geralmente provido em uma geometria de solenoide, re- querendo sistemas de refrigeração criogênicos para manter o ímã B0 em um estado supercondutor. Desse modo, os ímãs de campo eleva- do B0 são caros, complicados e consomem grandes quantidades de energia (por exemplo, sistemas de refrigeração criogênicos requem energia significativa para manter as temperaturas extremamente bai- xas necessárias para manter o ímã B0 em um estado supercondutor), requerem grandes espaços dedicados e conexões de energia especia- lizadas, dedicadas (por exemplo, uma conexão de energia trifásica de- dicada à grade de energia). Os ímãs de campo baixo convencionais B0 (por exemplo, ímãs B0 que operam a .2T) frequentemente também são implementados ao usar o material supercondutor e têm esses mesmos requisitos gerais. Outros ímãs de campo baixo convencionais B0 são implementados ao usar os ímãs permanentes que, a fim de produzir as intensidades de campo às quais os sistemas de campo baixo conven- cionais são limitados (por exemplo, entre .2T e .3T) devido à incapaci- dade de adquirir imagens úteis em intensidades de campo mais bai- xas, necessárias para ser ímãs muito grandes que pesam de 5 a 20 toneladas. Desse modo, só o ímã B0 dos sistemas de MRI convencio- nais impede a portabilidade e a disponibilidade.

[0077] As bobinas de gradiente 128 podem ser arranjadas para prover campos de gradiente e, por exemplo, podem ser arranjadas pa- ra gerar gradientes no campo B0 em três direções substancialmente ortogonais (X, Y, Z). As bobinas de gradiente 128 podem ser configu- radas para codificar os sinais de MR emitidos ao variar sistematica- mente o campo B0 (o campo B0 gerado pelo ímã 122 e/ou pelas bobi- nas de calço 124) para codificar a localização espacial dos sinais de MR recebidos como uma função da frequência ou fase. Por exemplo, as bobinas de gradiente 128 podem ser configuradas para variar a fre- quência ou a fase como uma função linear da localização espacial ao longo de uma determinada direção, embora mais perfis de codificação espacial complexos também possam ser providos ao usar 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 da frequência naquela direção, uma segunda bobina de gradiente pode ser configurada para variar seletivamente o campo B0 em uma segunda direção (Y) subs- tancialmente ortogonal à primeira direção para realizar a codificação da fase, e uma terceira bobina de gradiente pode ser configurada para variar seletivamente o campo B0 em uma terceira direção (Z) substan- cialmente ortogonal à primeira e à segunda direções para permitir a seleção de fatias para as aplicações de formação de imagem volumé- tricas. Tal como discutido acima, as bobinas de gradiente convencio- nais também consomem energia significativa, e são operadas tipica- mente por fontes de energia de gradiente grandes, caras, tal como discutido com mais detalhes abaixo.

[0078] A MRI é realizada mediante a excitação e detecção dos si- nais de MR emitidos ao usar bobinas de transmissão e de recepção, respectivamente (frequentemente indicadas como bobinas de radiofre- quência). 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. Desse modo, um componente de transmissão/recepção po- de incluir uma ou mais bobinas para transmissão, uma ou mais bobi- nas para recepção e/ou uma ou mais bobinas para transmissão e re- cepção. As bobinas de transmissão/recepção também são indicadas frequentemente como bobinas de Tx/Rx para se referir de modo gené- rico às várias configurações dos componentes magnéticos de trans- missão e recepção de um sistema de MRI. Esses termos são usados de modo intercambiável no presente documento. Na Figura 1, as bobi- nas de transmissão e de recepção de RF 126 compreendem uma ou mais bobinas de transmissão que podem ser usadas para gerar pulsos de RF a fim de induzir um campo magnético oscilante B1. A(s) bobi- na(s) de transmissão podem ser configuradas para gerar qualquer tipo apropriado de pulsos de RF.

[0079] O sistema de gerenciamento de energia 110 inclui compo- nentes eletrônicos para fornecer energia de operação a um ou mais componentes do sistema de MRI de campo baixo 100. Por exemplo, tal como discutido mais detalhadamente abaixo, o sistema de gerenci- amento de energia 110 pode incluir uma ou mais fontes de alimenta- ção, componentes de energia de gradiente, componentes da bobina de transmissão e/ou quaisquer outros componentes eletrônicos de energia apropriados necessários para fornecer energia de operação apropriada para energizar e operar os componentes do sistema de MRI 100. Tal como ilustrado na Figura 1, o sistema de gerenciamento de energia 110 compreende a fonte de alimentação 112, o componen- te de potência 114, o interruptor de transmissão/recepção 116 e os componentes de gerenciamento térmico 118 (por exemplo, equipa- mento de refrigeração criogênica para ímãs supercondutores). A fonte de alimentação 112 inclui componentes eletrônicos para fornecer energia de operação aos componentes magnéticos 120 do sistema de MRI 100. Por exemplo, a fonte de alimentação 112 pode incluir com- ponentes eletrônicos a fim de fornecer energia de operação a uma ou mais bobinas B0 (por exemplo, ímã B0 122) a fim de produzir o campo magnético principal para o sistema de MRI de campo baixo. O inter- ruptor de transmissão/recepção 116 pode ser usado para selecionar se as bobinas de transmissão de RF ou as bobinas de recepção de RF estão sendo operadas.

[0080] Os componentes de energia 114 podem 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, as 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, as bobinas 126), um ou mais componentes de energia de gradiente configurados para fornecer energia a uma ou mais bobinas de gradiente (por exemplo, as bobinas de gradiente 128), e um ou mais componentes de energia de calço configurados para fornecer energia a uma ou mais bobina de calço (por exemplo, as bobinas de calço 124).

[0081] Nos sistemas de MRI convencionais, os componentes de energia são grandes, caros e consomem energia significativa. Tipica- mente, os componentes eletrônicos de energia ocupam uma sala se- parada do próprio scanner de MRI. Os componentes eletrônicos de energia não somente requerem um espaço substancial, mas são dis- positivos complexos, caros, que consomem energia substancial e re- querem prateleiras montadas na parede para ser suportados. Desse modo, os componentes eletrônicos de energia dos sistemas de MRI convencionais também impedem a portabilidade e a disponibilidade do MRI.

[0082] Tal como ilustrado na FIGURA 1, o sistema de MRI 100 in- clui o controlador 106 (também indicado como um console) que tem componentes eletrônicos de controle para enviar instruções para e re- ceber informações do sistema de gerenciamento de energia 110. O controlador 106 pode ser configurado para implementar uma ou mais sequências de pulsos, as quais são usadas para determinar as instru- ções enviadas ao sistema de gerenciamento de energia 110 para ope- rar os componentes magnéticos 120 em uma sequência desejada (por exemplo, parâmetros para operar as bobinas de transmissão e recep- ção de RF 126, parâmetros para operar as bobinas de gradiente 128, etc.). Tal como ilustrado na FIGURA 1, o controlador 106 também inte- rage com o dispositivo de computação 104 programado para proces- sar os dados de MR recebidos. Por exemplo, o dispositivo de compu-

tação 104 pode processar os dados de MR recebidos para gerar uma ou mais imagens de MR ao usar qualquer(quaisquer) processo(s) de reconstrução de imagem apropriado(s). O controlador 106 pode forne- cer as informações sobre uma ou mais sequências de pulsos ao dis- positivo de computação 104 para o processamento dos dados pelo dispositivo de computação. Por exemplo, o controlador 106 pode for- necer as informações sobre uma ou mais sequências de pulsos ao 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 providas. Em sistemas de MRI con- vencionais, o dispositivo de computação 104 inclui tipicamente uma ou mais estações de trabalho de alto desempenho configuradas para executar o processamento computacionalmente caro nos dados de MR de maneira relativamente rápida. Tais dispositivos de computação são eles mesmos equipamentos relativamente caros.

[0083] Em algumas modalidades, o controlador 106 pode incluir um processador de hardware de computador (não mostrado) e pelo menos um meio de armazenamento que pode ser lido por computador (não mostrado) que armazena as instruções executáveis pelo proces- sador que, quando executadas por pelo menos um processador de hardware de computador, fazem com que pelo menos um processador de hardware de computador execute um ou mais métodos. Os méto- dos podem incluir métodos de determinação de uma sequência de pulsos a ser usados para controlar o sistema de MRI 100. Adicional ou alternativamente, os métodos podem incluir um método para a medi- ção dos efeitos da histerese induzidos no sistema de MRI 100 e/ou determinar um modelo de histerese associado com o sistema de MRI

100.

[0084] Em algumas modalidades, o controlador 106 pode ser con- figurado para implementar uma sequência de pulsos mediante a ob-

tenção da informação sobre a sequência de pulsos do dispositivo de armazenamento de sequências de pulsos 108, o qual armazena a in- formação para cada uma de uma ou mais sequências de pulsos. A in- formação armazenada pelo dispositivo de armazenamento de sequên- cias de pulsos 108 para uma sequência de pulsos particular pode ser qualquer informação apropriada que permite que o controlador 106 execute a sequência de pulsos particular. Por exemplo, a informação armazenada no dispositivo de armazenamento de sequências de pul- sos 108 para uma sequência de pulsos pode incluir um ou mais parâ- metros para operar os componentes magnéticos 120 de acordo com a sequência de pulsos (por exemplo, os parâmetros para operar as bo- binas de transmissão e recepção de RF 126, parâmetros para operar as bobinas de gradiente 128, etc.), um ou mais parâmetros para ope- rar o sistema de energia 110 de acordo com a sequência de pulsos, um ou mais programas que compreendem instruções que, quando executadas pelo controlador 106, fazem com que o controlador 106 controle o sistema de MRI 100B para operar de acordo com a sequên- cia de pulsos, e/ou qualquer outra informação apropriada. A informa- ção armazenada no dispositivo de armazenamento de sequências de pulsos 108 pode ser armazenada em um ou mais meios de armaze- namento não transitórios.

[0085] Em algumas modalidades, o dispositivo de armazenamento de sequências de pulsos 108 também pode armazenar a informação relacionada à histerese medida induzida no sistema de MRI 100. Por exemplo, os próprios dados da medição podem ser armazenados. Adi- cional ou alternativamente, um modelo de histerese pode ser armaze- nado no dispositivo de armazenamento de sequências de pulsos 108. Alternativamente, em outras modalidades, a informação sobre a histe- rese pode ser armazenada em um dispositivo de armazenamento se- parado do dispositivo de armazenamento de sequências de pulsos

108.

[0086] Tal como deve ser apreciado a partir do exposto acima, os sistemas de MRI clínicos atualmente disponíveis (incluindo sistemas de campo elevado, de campo médio e de campo baixo) são instala- ções grandes, caras e fixas que requerem espaços dedicados subs- tanciais e especialmente projetados, bem como conexões de energia dedicadas. Os inventores desenvolveram sistemas de MRI de campo baixo, inclusive de campo muito baixo, os quais são de custo mais bai- xo, menos energia e/ou portáteis, o que aumenta de maneira significa- tiva a disponibilidade e aplicabilidade da MRI. De acordo com algumas modalidades, um sistema de MRI portátil é provido, permitindo que um sistema de MRI seja levado até o paciente e utilizado em locais onde é necessário.

[0087] Tal como discutido acima, algumas modalidades incluem um sistema de MRI que é portátil, permitindo que o dispositivo de MRI seja movido para os locais em que é necessário (por exemplo, salas de emergência e de operação, consultórios de primeiros cuidados, unidades de cuidado intensivo neonatal, departamentos de especiali- dades, veículos de emergência e de transporte móveis e no campo). Há numerosos desafios que fazem frente ao desenvolvimento de um sistema de MRI portátil, incluindo o tamanho, o peso, o consumo de energia e a capacidade de operar em ambientes de ruído eletromag- nético relativamente descontrolado (por exemplo, fora de uma sala es- pecialmente protegida). Tal como discutido acima, atualmente os sis- temas de MRI clínicos disponíveis variam de cerca de 4 a 20 tonela- das. Desse modo, atualmente os sistemas de MRI clínicos disponíveis não são portáteis por causa do tamanho e peso absoluto do próprio dispositivo de geração de imagens, sem falar no fato que os sistemas atualmente disponíveis também requerem um espaço dedicado subs- tancial, inclusive uma sala especialmente protegida para abrigar o scanner de MRI e salas adicionais para abrigar os componentes ele- trônicos de energia e a área de controle do técnico, respectivamente. Os inventores desenvolveram sistemas de MRI de peso e tamanho apropriados para permitir que o sistema de MRI seja transportado a um local desejado, alguns exemplos dos quais são discutidos em mais detalhes a seguir.

[0088] Um aspecto adicional da portabilidade envolve a capacida- de de operar o sistema de MRI em uma ampla variedade de locais e ambientes. Tal como discutido acima, atualmente os scanners de MRI clínicos disponíveis devem ficar posicionados em salas especialmente protegidas para permitir a operação correta do dispositivo, e constitui uma (entre muitas) das razões que contribuem para o custo, a falta de disponibilidade e a não portabilidade de scanners de MRI clínicos atu- almente disponíveis. Desse modo, para operar fora de uma sala espe- cialmente protegida e mais particularmente permitir um MRI geralmen- te portátil, carregável ou então transportável, o sistema de MRI deve ser capaz de operar em uma variedade de ambientes com ruído. Os inventores desenvolveram técnicas de supressão de ruído que permi- tem que o sistema de MRI seja operado fora de salas especialmente protegidas, facilitando ambos os MRI portáveis/transportáveis bem como as instalações de MRI fixas que não requerem salas especial- mente protegidas. Embora as técnicas de supressão de ruído permi- tam a operação fora de salas especialmente protegidas, estas técnicas também podem ser usadas para executar a supressão de ruído em ambientes protegidos, por exemplo, ambientes frouxamente ou ad hoc protegidos menos caros e, portanto, podem ser usados em conjunto com uma área que foi provida com uma proteção limitada, uma vez que os aspectos não são limitados neste respeito.

[0089] Um aspecto adicional da portabilidade envolve o consumo de energia do sistema de MRI. Tal como também foi discutido acima,

os sistemas de MRI clínicos atuais consomem grandes quantidades de energia (por exemplo, variando de 20 kW a 40 kW de consumo médio de energia durante a operação), requerendo desse modo conexões de energia dedicadas (por exemplo, conexões de energia trifásicas dedi- cadas à grade com capacidade de prover a energia requerida). O re- quisito de uma conexão de energia dedicada é um obstáculo adicional à operação de um sistema de MRI em uma variedade de locais que não as salas dedicadas caras especialmente providas com conexões de energia apropriadas. Os inventores desenvolveram sistemas de MRI de baixa energia com capacidade de operação mediante o uso de eletricidade da rede de distribuição tal como saídas de parede padrão (por exemplo, conexão de 120V/20A nos EUA) ou saídas de aparelhos grandes comuns (por exemplo, de 220-240V/30A), permitindo que o dispositivo seja operado em qualquer lugar em que saídas de energia sejam providas. A capacidade de "plugar na parede" facilita ambos os MRI portáteis/transportáveis bem como as instalações de sistemas de MRI fixos sem requerer energia dedicada especial tal como uma cone- xão de energia trifásica.

[0090] Tal como discutido acima, um elemento que contribui de maneira significativa para o tamanho, o custo e o consumo de energia de sistemas de MRI convencionais consiste nos componentes eletrô- nicos de energia para energizar os componentes magnéticos do sis- tema de MRI. Os componentes eletrônicos de energia para sistemas de MRI convencionais requerem frequentemente uma sala separada, são caros e consomem uma energia significativa na operação dos componentes magnéticos correspondentes. Em particular, as bobinas de gradiente e os sistemas de gerenciamento térmico utilizados para refrigerar as bobinas de gradiente apenas requerem geralmente cone- xões de energia dedicadas e impedem a operação de saídas de pare- de padrão. Os inventores desenvolveram fontes de energia de gradi-

ente de baixo ruído e baixa energia com capacidade de energizar as bobinas de gradiente de um sistema de MRI que pode, de acordo com algumas modalidades, ser abrigado no mesmo aparelho portátil, car- regável ou então transportável que os componentes magnéticos do sistema de MRI. De acordo com algumas modalidades, a eletrônica de energia para energizar as bobinas de gradiente de um sistema de MRI consome menos de 50 W quando o sistema está inativo, e entre 100 e 200 W quando o sistema de MRI está operando (isto é, durante a aquisição de imagem). Os inventores desenvolveram componentes eletrônicos de energia (por exemplo, componentes eletrônicos de bai- xo ruído e baixa energia) para operar um sistema de MRI de campo baixo portátil em que todos cabem dentro da área útil de cobertura do scanner de MRI portátil. De acordo com algumas modalidades, o de- senho mecânico inovador permitiu o desenvolvimento de um scanner de MRI que pode ser manipulado dentro dos confins de uma variedade de ambientes clínicos em que o sistema é necessário.

[0091] No cerne do desenvolvimento de um sistema de MRI de baixo ruído e baixa energia e/ou portátil, temos a redução da intensi- dade de campo magnético B0, o que pode facilitar uma redução no ta- manho, no peso, nas despesas e no consumo de energia. No entanto, tal como discutido acima, a redução da intensidade de campo tem uma redução correspondente e significativa no SNR. Esta redução significa- tiva no SNR tem impedido que os sistemas de MRI clínicos reduzam a intensidade de campo abaixo do piso atual de cerca de 0,2 T, em que os sistemas permanecem como instalações fixas grandes, pesadas e caras que requerem espaços especializados e dedicados. Embora te- nham sido desenvolvidos alguns sistemas que operam entre 0,1 T e 0,2 T, esses sistemas são frequentemente dispositivos especializados para fazer a varredura de extremidades tais como a mão, o braço ou o joelho. Os inventores desenvolveram sistemas de MRI que operam em campo baixo e campo muito baixo que têm a capacidade de adquirir imagens clinicamente úteis. Algumas modalidades incluem sequências de pulsos altamente eficientes na produção de sinais de MR e/ou al- gumas modalidades incluem bobinas de recepção otimizadas para de- tectar os sinais de MR emitidos, cujos exemplos são discutidos em mais detalhes a seguir. A medição e a modelagem dos efeitos da his- terese induzidos no sistema de MRI seguidas pela determinação das sequências de pulsos corrigidas ao usar o modelo de histerese facili- tam a redução de erros na formação de imagem resultantes das varia- ções no campo magnético na região de geração de imagem causadas por campos magnéticos induzidos, tal como discutido acima e em mais detalhes a seguir.

[0092] De acordo com algumas modalidades, os desenhos desen- volvidos pelos inventores também reduzem o custo e a complexidade de operação e manutenção do scanner de MRI. Por exemplo, os sis- temas de MRI clínicos convencionais requerem uma expertise signifi- cativa na operação e na manutenção, o que resulta em custos contí- nuos significativos destes sistemas. Os inventores desenvolveram sis- temas de MRI fáceis de usar que permitem que um pessoal minima- mente treinado ou não treinado opere e/ou faça a manutenção do sis- tema. De acordo com algumas modalidades, os processos de configu- ração automatizados permitem que o scanner de MRI faça automati- camente a sondagem e se adaptem ao seu ambiente para a prepara- ção para a operação. A conectividade de rede permite que o sistema de MRI seja operado a partir de um dispositivo móvel tal como um ta- blete, um notepad ou um smartphone com interfaces fáceis de usar configurados para rodar automaticamente protocolos de varredura de- sejados. As imagens adquiridas são transferidas imediatamente a um servidor em nuvem seguro para o compartilhamento de dados, a tele- medicina e/ou o aprendizado profundo. Além disso, em algumas mo-

dalidades, uma sonda de múltiplos elementos fácil de usar é usada para medir os efeitos da histerese induzidos no sistema de MRI. Um processo de medição automatizado permite que o sistema de MRI me- ça automaticamente e determine o modelo de histerese para o sistema de MRI. Além disso, a determinação das sequências de pulsos corrigi- das é automatizada de maneira tal que nenhuma expertise especial se faça necessária para reduzir os erros que resultam da magnetização induzida de componentes ferromagnéticos do sistema de MRI.

[0093] Seguem abaixo descrições mais detalhadas dos vários conceitos relacionados, e modalidades, de um MRI de menor custo, menos energia e/ou de campo baixo portátil. Deve ser apreciado que as modalidades descritas no presente documento podem ser imple- mentadas em qualquer uma de numerosas maneiras. Os exemplos de implementações específicas são fornecidos a seguir apenas para fina- lidades ilustrativas. Deve ser apreciado que as modalidades e as ca- racterísticas/capacidades providas podem ser usadas individualmente, todas juntas, ou em qualquer combinação de duas ou mais, uma vez que os aspectos da tecnologia descrita no presente documento não são limitadas neste respeito.

[0094] Um elemento que contribui de maneira significativa para o custo, o tamanho, o peso e o consumo de energia elevados do MRI de campo elevado é próprio ímã B0 junto com o aparelho requerido para energizar o ímã B0 e para executar a gerenciamento térmico do mes- mo. Em particular, para produzir as intensidades de campo caracterís- ticas do MRI de campo elevado, o ímã B0 é tipicamente implementado como um eletroímã configurado em uma geometria de solenoide ao usar fios supercondutores que precisam de um sistema de refrigeração criogênico manter os fios em um estado supercondutor. Não somente o próprio material supercondutor é caro, mas o equipamento criogêni- co para manter o estado supercondutor também é caro e complexo.

[0095] Os inventores reconheceram que o contexto de campo bai- xo permite desenhos de ímã B0 não praticáveis no regime de campo elevado.

Por exemplo, a devido pelo menos em parte às intensidades de campo mais baixas, o material supercondutor e os sistemas de re- frigeração criogênicos correspondentes podem ser eliminados.

Devido em parte às baixas intensidades de campo, eletroímãs B0 construídos ao usar material não supercondutor (por exemplo, cobre) podem ser empregados no regime de campo baixo.

No entanto, tais eletroímãs ainda podem consumir quantidades relativamente grandes de energia durante a operação.

Por exemplo, a operação de um eletroímã ao usar um condutor de cobre para gerar um campo magnético de 0,2T ou mais requer uma conexão de energia dedicada ou especializada (por exemplo, uma conexão de energia trifásica dedicada). Os inventores desenvolveram sistemas de MRI que podem ser operados ao usar a eletricidade da rede de distribuição (isto é, energia da parede padrão), permitindo que o sistema de MRI seja energizado em qualquer local que tem a conexão de energia comum, tal como uma saída de parede padrão (por exemplo, a conexão de 120V/20A nos EUA) ou saídas de grandes aparelhos comuns (por exemplo, de 220-240V/30A). Desse modo, um sistema de MRI de baixa energia facilita a portabilidade e a disponibilidade, permitindo que um sistema de MRI seja operado em locais onde é necessário (por exemplo, o sistema de MRI pode ser le- vado até o paciente e não vice versa), cujos exemplos são discutidos em mais detalhes a seguir.

Além disso, a operação a partir da energia de parede padrão elimina os componentes eletrônicos convencional- mente necessários para converter a energia trifásica em energia mo- nofásica e amortecer a energia fornecido diretamente da grade.

Ao invés disto, a energia da parede pode ser diretamente convertida em corrente contínua e ser distribuída para energizar os componentes do sistema de MRI.

[0096] A FIGURA 2A ilustra um ímã permanente B0, de acordo com algumas modalidades. Em particular, o ímã B0 200 é forma pelos ímãs permanentes 210a e 210b arranjados em uma geometria biplanar e um jugo 220 que captura o fluxo eletromagnético produzido pelos ímãs permanentes e transfere o fluxo ao ímã permanente oposto para aumentar a densidade do fluxo entre os ímãs permanentes 210a e 210b. Cada um dos ímãs permanentes 210a e 210b é formado por uma pluralidade de ímãs permanentes concêntricos. Em particular, tal como visto na FIGURA 2, o ímã permanente 210b compreende um anel externo de ímãs permanentes 214a, um anel médio de ímãs per- manentes 214b, um anel interno de ímãs permanentes 214c, e um dis- co de ímãs permanentes 214d no centro. O ímã permanente 210a po- de compreender o mesmo conjunto de elementos de ímãs permanen- tes que o ímã permanente 210b.

[0097] O material de ímã permanente usado pode ser selecionado dependendo dos requisitos do desenho do sistema. Por exemplo, de acordo com algumas modalidades, os ímãs permanentes (ou alguma porção dos mesmos) podem ser feitos de NdFeB, o que produz um campo magnético com um campo magnético relativamente elevado por unidade de volume do material uma vez magnetizado. De acordo com algumas modalidades, o material de SmCo é usado para formar os ímãs permanentes, ou alguma porção dos mesmos. Embora NdFeB produza intensidades de campo mais elevadas (e em geral é mais ca- ro do que SmCo), SmCo exibe menos troca térmica e desse modo provê um campo magnético mais estável em face das flutuações da temperatura. Outros tipos de materiais de ímãs permanentes também podem ser usados, uma vez que os aspectos não são limitados neste respeito. De modo geral, o tipo ou tipos de material de ímã permanen- te utilizado irão depender, pelo menos em parte, da intensidade de campo, da estabilidade da temperatura do peso, do custo e/ou da faci-

lidade dos requisitos de utilização de uma determinada implementação do ímã B0.

[0098] Os anéis de ímãs permanentes são dimensionados e arran- jados para produzir um campo homogêneo de uma intensidade dese- jada na região central (campo de visão) entre os ímãs permanentes 210a e 210b. Na modalidade exemplificadora ilustrada na FIGURA 2A, cada anel de ímã permanente compreende uma pluralidade de seg- mentos, em que cada segmento é formado ao usar uma pluralidade de blocos que são empilhados na direção radial e posicionados uma ad- jacentes aos outros em torno da periferia para formar o respectivo anel. Os inventores apreciaram que, ao variar a largura (na direção tangente ao anel) de cada ímã permanente, menos desperdício de es- paço útil pode ser obtido ao usar menos material. Por exemplo, o es- paço entre as pilhas que não produz campos magnéticos úteis pode ser reduzido ao variar a largura dos blocos, por exemplo, como uma função da posição radial do bloco, permitindo um ajuste mais próximo para reduzir o espaço desperdiçado e maximizar a quantidade de campo magnético que pode ser gerada em um dado espaço. As di- mensões dos blocos também podem ser variadas de qualquer maneira desejada para facilitar a produção de um campo magnético de intensi- dade e homogeneidade desejadas, tal como discutido em mais deta- lhes a seguir.

[0099] O ímã B0 200 também compreende o jugo 220 configurado e arranjado para capturar o fluxo magnético gerado pelos ímãs perma- nentes 210a e 210b e para dirigir o mesmo para o lado oposto do ímã B0 para aumentar a densidade do fluxo entre os ímãs permanentes 210a e 210b, aumentando a intensidade de campo dentro do campo de visão do ímã B0. Com a captura do fluxo magnético e o direciona- mento do mesmo para a região entre os ímãs permanentes 210a e 210b, menos material de ímã permanente ímã pode ser usado para obter uma intensidade de campo desejada, reduzindo desse modo o tamanho, o peso e o custo do ímã B0. Alternativamente, para determi- nados ímãs permanentes, a intensidade de campo pode ser aumenta- da, desse modo melhorando a SNR do sistema sem ter que usar quantidades maiores de material de ímã permanente. Para o ímã B0 200 exemplificador, o jugo 220 compreende um quadro 222 e as pla- cas 224a e 224b. As placas 224a e 224b capturam o fluxo magnético gerado pelos ímãs permanentes 210a e 210b e dirigem o mesmo para o quadro 222 a ser circulado através do trajeto de retorno magnético do jugo para aumentar a densidade de fluxo no campo de visão do ímã B0. O jugo 220 pode ser construído de qualquer material ferromagnéti- co desejado, por exemplo, aço com baixo teor de carbono, CoFe e/ou aço ao silício, etc., para prover as propriedades magnéticas desejadas para o jugo. De acordo com algumas modalidades, as placas 224a e 224b (e/ou o quadro 222 ou porções do mesmo) podem ser construí- dos de aço ao silício ou um outro ainda nas áreas as bobinas de gra- diente podem induzir de modo mais prevalente as correntes de fuga.

[00100] O quadro 222 exemplificador compreende os braços 223a e 223b que unem as placas a 224a e a 224b, respectivamente, e os su- portes 225a e 225b, provendo o trajeto de retorno magnético para o fluxo gerado pelos ímãs permanentes. Os braços são geralmente pro- jetados para reduzir a quantidade de material necessário para suportar os ímãs permanentes enquanto provêm uma seção transversal sufici- ente para o trajeto de retorno para o fluxo magnético gerado pelos ímãs permanentes. Os braços 223a têm dois suportes dentro de um trajeto de retorno magnético para o campo B0 produzido pelo ímã B0. Os suportes 225a e 225b são produzidos com uma abertura 227 for- mada no meio, provendo uma medida da estabilidade ao quadro e/ou leveza à estrutura, enquanto provê uma seção transversal suficiente para o fluxo magnético gerado pelos ímãs permanentes. Por exemplo,

a seção transversal necessária para o trajeto de retorno do fluxo mag- nético pode ser dividida entre as duas estruturas de suporte, provendo desse modo um trajeto de retorno suficiente enquanto aumenta a inte- gridade estrutural do quadro. Deve ser apreciado que suportes adicio- nais podem ser adicionados à estrutura, uma vez que a técnica não é limitada ao uso com somente dois suportes e nenhum número particu- lar de múltiplas estruturas de suporte.

[00101] Tal como discutido acima, os ímãs permanentes 210a e 210b exemplificadores compreendem uma pluralidade de anéis de ma- terial magnético permanente arranjados concentricamente com um disco de ímã permanente no centro. Cada anel pode compreender uma pluralidade de pilhas de material ferromagnético para formar o respectivo anel, e cada pilha pode incluir um ou mais blocos, que po- dem ter qualquer número (incluindo um único bloco em algumas mo- dalidades e/ou em alguns dos anéis). Os blocos que formam cada anel podem ser dimensionados e arranjados para produzir um campo mag- nético desejado. Os inventores reconheceram que os blocos podem ser dimensionados em um número de maneiras para diminuir o custo, reduzir o peso e/ou melhorar a homogeneidade do campo magnético produzido, tal como discutido em mais detalhes em relação aos anéis exemplificadores que formam em conjunto ímãs permanentes um ímã B0, de acordo com algumas modalidades.

[00102] A FIGURA 2B ilustra uma vista de cima para baixo de um ímã permanente 210 que pode, por exemplo, ser usado como desenho para os ímãs permanentes 210a e 210b B0 do ímã 200 ilustrado na FIGURA 2A. O ímã permanente 210 compreende os anéis concêntri- cos 210a, 210b, e 210c, cada um deles construído de uma pluralidade de pilhas de blocos ferromagnéticos, e um disco ferromagnético 210d no centro. A direção do quadro do jugo ao qual o ímã permanente é unido é indicada pela seta 22. Nas modalidades em que o jugo não é simétrico (por exemplo, o jugo 220), o jugo irá fazer com que o campo magnético produzido pelos ímãs permanentes para o qual captura e foca o fluxo magnético também seja assimétrico, causando um impac- to negativo na uniformidade do campo magnético B0.

[00103] De acordo com algumas modalidades, as dimensões do bloco são variadas para compensar os efeitos do jugo no campo mag- nético produzido pelo ímã permanente. Por exemplo, as dimensões dos blocos nas quatro regiões 215a, 215b, 215c e 215d etiquetadas na FIGURA 2B podem ser variadas dependendo de qual região o respec- tivo bloco fica localizado. Em particular, a altura dos blocos (por exem- plo, a dimensão do bloco normal ao plano do ímã circular 210) pode ser maior na região 215c mais distanciada do quadro do que os blocos correspondentes na região 215a a mais próxima do quadro. A altura do bloco pode ser variada em um ou mais anéis ou porções dos mes- mos, uma vez que a técnica de compensação para os efeitos do jugo não é limitada à variação de nenhum bloco particular, conjunto de blo- cos e/ou nenhuma dimensão particular. Um exemplo de variação da dimensão do bloco para compensar os efeitos do jugo é discutido em mais detalhes a seguir.

[00104] A FIGURA 3 ilustra um ímã B0 300, de acordo com algumas modalidades. O ímã B0 300 pode compartilhar os componentes do de- senho com o ímã B0 200 ilustrado na FIGURA 2A e na FIGURA 2B. Em particular, o ímã B0 300 é formado pelos ímãs permanentes 310a e 310b arranjados em uma geometria biplanar com um jugo 320 acopla- do aos mesmos para capturar o fluxo eletromagnético produzido pelos ímãs permanentes e para transferir o fluxo ao ímã permanente oposto para aumentar a densidade de fluxo entre os ímãs permanentes 310a e 310b. Cada um dos ímãs permanentes 310a e 310b é formado de uma pluralidade de ímãs permanentes concêntricos, tal como mostra- do pelo ímã permanente 310b que compreende um anel externo de ímãs permanentes 314a, um anel médio de ímãs permanentes 314b, um anel interno de ímãs permanentes 314c, e um disco de ímã per- manente 314d no centro. O ímã permanente 310a pode compreender o mesmo conjunto de elementos de ímãs permanentes que o ímã permanente 310b. O material de ímã permanente usado pode ser se- lecionado dependendo dos requisitos do desenho do sistema (por exemplo, NdFeB, SmCo, etc., dependendo das propriedades deseja- das).

[00105] Os anéis de ímãs permanentes são dimensionados e arran- jados para produzir um campo homogêneo de uma intensidade dese- jada na região central (campo de visão) entre os ímãs permanentes 310a e 310b. Em particular, na modalidade exemplificadora ilustrada na FIGURA 3, cada anel de ímã permanente compreende uma plurali- dade de segmentos de arcos circulares dimensionados e posicionados para produzir um campo magnético B0 desejado, tal como discutido em mais detalhes a seguir. De uma maneira similar ao jugo 220 ilustrado na FIGURA 2A e na FIGURA 2B, o jugo 320 é configurado e arranjado para capturar o fluxo magnético gerado pelos ímãs permanentes 310a e 310b e dirigir o mesmo ao lado oposto do ímã B0 para aumentar a densidade de fluxo entre os ímãs permanentes 310a e 310b. O jugo 320 aumenta desse modo a intensidade de campo dentro do campo de visão do ímã B0 com menos material de ímã permanente, reduzindo o tamanho, o peso e o custo do ímã B0. O jugo 320 também compre- ende um quadro 322 e as placas 324a e 324b que, de uma maneira similar àquela descrita acima em relação ao jugo 320, captura e circula o fluxo magnético gerado pelos ímãs permanentes 310a e através do trajeto de retorno magnético do jugo para aumentar a densidade do fluxo no campo de vista do ímã B0. A estrutura do jugo 320 pode ser similar àquela descrita acima para prover material suficiente para acomodar o fluxo magnético gerado pelos ímãs permanentes e confe-

rir uma estabilidade suficiente, enquanto minimiza a quantidade de material usado, por exemplo, para reduzir o custo e o peso do ímã B0.

[00106] A FIGURA 4 ilustra uma vista de cima para baixo de um ímã permanente 410 que pode, por exemplo, ser usado como desenho para os ímãs permanentes 410a e 410b B0 do ímã 300 ilustrado na FIGURA 3. O ímã permanente 410 compreende os anéis concêntricos 410a, 1410b, e 410c, cada um deles construído de uma pluralidade de segmentos de arcos circulares de material ferromagnético, e um disco ferromagnético 410d no centro. Nas modalidades em que o jugo não é simétrico (por exemplo, o jugo 320), o jugo irá fazer com que o campo magnético produzido pelos ímãs permanentes para o qual captura e foca o fluxo magnético também seja assimétrico, causando um impac- to negativo na uniformidade do campo magnético B0. De acordo com algumas modalidades, uma ou mais dimensões dos segmentos de ar- cos circulares são variadas para compensar os efeitos do jugo no campo magnético produzido pelo ímã permanente. Por exemplo, uma ou mais dimensões de segmentos de arcos circulares nos quatro qua- drantes de 415a, 415b, 415c e 415d etiquetados na FIGURA 4 podem ser variadas para compensar os efeitos do jugo no campo magnético B0, tal como discutido em mais detalhes a seguir.

[00107] As FIGURAS 5A e 5B ilustram vistas diferentes de um anel interno 510 (por exemplo, o anel 410c ilustrado na FIGURA 4), de acordo com algumas modalidades. O anel 510 exemplificador inclui uma pluralidade (oito no anel 510 exemplificador ilustrado nas FIGU- RAS 5A e 5B) de segmentos de arcos circulares ferromagnéticos (por exemplo, segmentos formados de NdFeB, SmCo, etc.), cada um deles transpondo 45º do anel. No anel 510 exemplificador, os segmentos de arcos circulares (por exemplo, o segmento de arco circular 505 exem- plificador) são dimensionados para prover um anel com o raio interno R1 e raio externo R2 e uma altura ou profundidade z8. De acordo com algumas modalidades, o anel interno 510 tem as dimensões de R1 en- tre 45 e 47 mm (por exemplo, 46,08 mm), R2 entre 62 e 64 mm (por exemplo, 62,91 mm) e z8 entre 22 e 25 mm (por exemplo, 23,46 mm). Deve ser apreciado que o número de segmentos de arcos circulares e as dimensões dos mesmos podem ser escolhidos tal como desejado para produzir um campo magnético B0 desejado (por exemplo, de uma intensidade de campo e/ou homogeneidade desejadas), uma vez que os aspectos não são limitados neste respeito.

[00108] As FIGURAS 5C e 5D ilustram vistas diferentes de um segmento 515 que pode ser usado para formar o anel médio 510 ilus- trado na FIGURA 5E (por exemplo, o anel 410b ilustrado na FIGURA 4). Por exemplo, o segmento 515 pode ser usado para prover os seg- mentos nos quadrantes Q1 a Q4 tal como ilustrado na FIGURA 5E (também, por exemplo, os segmentos nos quadrantes 415a-d do anel 410b ilustrado na FIGURA 4). A porção 1815' exemplificadora inclui uma pluralidade de segmentos de arcos circulares ferromagnéticos (por exemplo, segmentos formados de NdFeB, SmCo, etc.). Nas FI- GURAS 5C a 5E, dois segmentos de arcos circulares (por exemplo, o segmento de arco circular 505' exemplificador), cada um deles trans- pondo 45º, formam um quadrante do anel 510'. Na porção 515' exem- plificadora do anel 510', os segmentos de arcos circulares são dimen- sionados de modo a prover um anel com o raio interno R1 e o raio ex- terno R2 e uma altura ou profundidade z9, cujas dimensões podem ser escolhidas para que cada quadrante forme um campo magnético de- sejado, cujos exemplos não limitadores são fornecidos a seguir.

[00109] As FIGURAS 5F e 5G ilustram vistas diferentes de um segmento 515 que pode ser usado para formar o anel externo 510'' ilustrado na FIGURA 5H (por exemplo, o anel 410a ilustrado na FIGU- RA 4). Por exemplo, o segmento 515'' pode ser usado para prover os segmentos nos quadrantes Q1 a Q4 tal como ilustrado na FIGURA 5H

(também, por exemplo, os segmentos nos quadrantes 415a-d do anel 410a ilustrados na FIGURA 4). A porção 515'' exemplificadora inclui uma pluralidade de segmentos de arcos circulares ferromagnéticos (por exemplo, os segmentos formados de NdFeB, SmCo, etc.). Nas FIGURAS 5F a 5H, cinco segmentos de arcos circulares (por exemplo, o segmento circular 505'' exemplificador), cada um deles transpondo 18º do anel 510'', forma um quadrante do anel 510''. No segmento 515 exemplificador do anel 510'', os segmentos de arcos circulares são di- mensionados para prover um anel com o raio interno R1 e o raio ex- terno R2 e uma altura ou profundidade z10, cujas dimensões podem ser escolhidas para cada quadrante para obter um campo magnético desejado.

[00110] Tal como discutido acima, os inventores desenvolveram sistemas de MRI de baixa energia de campo baixo portáteis que po- dem instalados virtualmente em qualquer ambiente e que podem ser levados até o paciente que será submetido a um procedimento de aquisição de imagem. Desta maneira, os pacientes em salas de emer- gência, em unidades de cuidado intensivos, em salas de operação e um hospedeiro de outros locais podem ser beneficiados pela MRI nas circunstâncias em que a MRI não está convencionalmente disponível. Os aspectos que facilitam a MRI portátil são discutidos em mais deta- lhes a seguir.

[00111] As FIGURAS 6A e 6B ilustram um sistema de MRI de baixa energia e campo baixo portátil de acordo com algumas modalidades. O sistema de MRI portátil 600 compreende um ímã B0 605 que inclui pelo menos um primeiro ímã permanente 610a e pelo menos um se- gundo ímã permanente 610b acoplados magneticamente um ao outro por um jugo ferromagnético 620 configurado para capturar e canalizar o fluxo magnético para aumentar a densidade de fluxo magnético den- tro da região de geração de imagem (campo de visão) do sistema de

MRI. Os ímãs permanentes 610a e 610b podem ser construídos ao empregar qualquer técnica apropriada, incluindo qualquer uma das técnicas descritas no presente documento (por exemplo, ao empregar qualquer uma das técnicas, dos desenhos e/ou dos materiais descritos em relação ao ímã B0 200 ilustrado na FIGURA 2A e/ou o ímã B0 300 ilustrado na FIGURA 3 e descrito na sua descrição em anexo). O jugo 620 também pode ser construído ao empregar qualquer uma das téc- nicas descritas no presente documento (por exemplo, ao usar qualquer uma das técnicas, dos desenhos e/ou dos materiais descritos em rela- ção aos jugos 220 e 420 ilustrados na FIGURA 2A e na FIGURA 3 e descritos na sua descrição em anexo). Deve ser apreciado, em algu- mas modalidades, que o ímã B0 605 pode ser formado ao usar eletro- ímãs ao empregar qualquer uma das técnicas de eletroímã descritas no presente documento. O ímã B0 605 pode ser encerrado ou incluso em um invólucro 612 junto com um ou mais outros componentes mag- néticos, tais como bobinas de gradiente do sistema (por exemplo, as bobinas de gradiente x, gradiente y gradiente z) e/ou quaisquer com- ponentes de calço (por exemplo, bobinas de calço ou calços magnéti- cos permanentes), bobinas de correção B0, etc.

[00112] O ímã B0 605 pode ser acoplado ou então ser unido ou montado na base 650 por um mecanismo de posicionamento 690, tal como um estágio goniométrico, de modo que o ímã B0 possa ser incli- nado (por exemplo, girado em torno do seu centro de massa) para prover uma inclinação para acomodar a anatomia de um paciente tal como necessário. Na FIGURA 6A, o ímã B0 é mostrado nivelado sem uma inclinação, e na FIGURA 6B o ímã B0 é mostrado depois de ter sido submetido a uma rotação para inclinar a superfície que suporta a anatomia do paciente que está sendo submetido à varredura. O meca- nismo de posicionamento 690 pode ser fixado a uma ou mais estrutu- ras de suporte de carga da base 650 arranjadas para suportar o peso do ímã B0 600.

[00113] Além de prover as estruturas de suporte de carga para su- portar o ímã B0, a base 650 também inclui um espaço interno configu- rado para abrigar os componentes eletrônicos 670 necessários para operar o sistema de MRI portátil 600. Por exemplo, a base 650 pode abrigar os componentes de energia para operar as bobinas de gradi- ente (por exemplo, X, Y e Z) e as bobinas da transmissão/recepção de RF. Os inventores desenvolveram amplificadores de gradiente geral- mente de baixa energia, baixo ruído e baixo custo configurados para energizar apropriadamente as bobinas de gradiente no regime de campo baixo, projetados para ser de custo relativamente baixo, e construídos para a montagem dentro da base do sistema de MRI por- tátil (isto é, em vez de ser estaticamente empilhados em uma sala se- parada de uma instalação fixa tal como é feito convencionalmente). Os exemplos dos componentes de energia apropriados para operar as bobinas de gradiente são descritos em mais detalhes a seguir (por exemplo, os componentes de energia descritos em conexão com a FIGURA 1 e a FIGURA 20). De acordo com algumas modalidades, os componentes eletrônicos de energia para energizar as bobinas de gradiente de um sistema de MRI consomem menos de 50 W quando o sistema está inativo, e entre 100 e 300 W quando o sistema de MRI está operando (isto é, durante a aquisição de imagem). A base 650 também pode abrigar os amplificadores da bobina de RF (isto é, os amplificadores de energia para operar as bobinas de transmis- são/recepção do sistema), as fontes de alimentação, o console, a uni- dade de distribuição de energia e outros componentes eletrônicos ne- cessários para operar o sistema de MRI, e mais detalhes dos mesmos são descritos a seguir.

[00114] De acordo com algumas modalidades, os componentes ele- trônicos 670 necessários para operar o sistema de MRI portátil 600 consomem menos de 1 kW de energia, em alguns modalidades menos de 750 W de energia e em algumas modalidades menos de 500 W de energia (por exemplo, sistemas de MRI que utilizam uma solução de ímã permanente B0). As técnicas para facilitar a operação de baixa energia de um dispositivo de MRI são discutidas em mais detalhes a seguir. No entanto, sistemas que consomem mais energia também podem ser utilizados, uma vez que os aspectos não são limitados nes- te respeito. O sistema de MRI portátil 600 exemplificador ilustrado nas FIGURAS 6A e 6B podem ser energizados através de uma única co- nexão de energia 675 configurada para conectar a uma fonte de eletri- cidade da rede de distribuição, tal como uma saída que fornece ener- gia monofásica (por exemplo, uma saída padrão ou de aparelho gran- de). Por conseguinte, o sistema de MRI portátil pode ser plugado em uma única saída de energia disponível e ser operado a partir da mes- ma, 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 componentes ele- trônicos de conversão de energia adicionais para converter a energia trifásica em energia monofásica para ser distribuída aos componentes correspondentes do sistema de MRI) e aumentando a disponibilidade do sistema de MRI e das circunstâncias e dos locais em que o sistema de MRI portátil pode ser usado.

[00115] O sistema de MRI portátil 600 ilustrado nas FIGURAS 6A e 6B também compreende um mecanismo de transporte 680 que permi- te que o sistema de MRI portátil seja transportado para locais diferen- tes. O mecanismo de transporte pode compreender um ou mais com- ponentes 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 com- preende um motor 686 acoplado às rodas de impulsão 684. Desta ma-

neira, o mecanismo de transporte 680 confere uma assistência motori- zada no transporte do sistema 600 de MRI até os locais desejados. O mecanismo de transporte 680 também pode incluir uma pluralidade de rodízios 682 para ajudar com o suporte e a estabilidade assim como facilitar o transporte.

[00116] De acordo com algumas modalidades, o mecanismo de transporte 680 inclui uma assistência motorizada controlada ao usar um controlador (por exemplo, um manche ou um outro controlador que pode ser manipulado por uma pessoa) para guiar o sistema de MRI portátil durante o transporte até os locais desejados. De acordo com algumas modalidades, o mecanismo de transporte compreende um meio de assistência de energia configurado para detectar quando a força é aplicada ao sistema de MRI e, em resposta, acopla o meca- nismo de transporte para fornecer a assistência motorizada na direção da força detectada. Por exemplo, o trilho 655 da base 650 ilustrado nas FIGURAS 6A e 6B pode ser configurado para detectar quando a força é aplicada ao trilho (por exemplo, pelo pessoal que empurra o trilho) e acoplar o mecanismo de transporte para fornecer a assistência motorizada para impelir as rodas na direção da força aplicada. Como resultado, um usuário pode guiar o sistema de MRI portátil com o auxí- lio do mecanismo de transporte que responde à direção da força apli- cada pelo usuário. O mecanismo de assistência de energia também pode prover um mecanismo de segurança para colisões. Em particu- lar, a força de contato com um outro objeto (por exemplo, uma parede, um leito ou uma outra estrutura) também pode ser detectada e o me- canismo de transporte irá reagir de modo correspondente com uma resposta de locomoção motorizada se afastando do objeto. De acordo com algumas modalidades, a assistência motorizada pode ser elimi- nada e o sistema de MRI portátil pode ser transportado quando o pes- soal move o sistema para locais desejados ao usar a força manual.

[00117] O sistema de MRI portátil 600 inclui as corrediças 660 que conferem proteção eletromagnética à região de geração de imagem do sistema. As corrediças 660 podem ser transparentes ou translúcidas para preservar a sensação de abertura do sistema de MRI para ajudar aos pacientes que podem experimentar claustrofobia durante a MRI convencional executada dentro de um espaço fechado. As corrediças 660 também podem ser perfuradas para permitir que o fluxo de ar au- mente a sensação de abertura e/ou dissipe o ruído acústico gerado pelo sistema de MRI durante a operação. As corrediças podem ter a blindagem 665 incorporada às mesmas para impedir que o ruído ele- tromagnético atinja a região de geração de imagem. De acordo com algumas modalidades, as corrediças 660 também podem ser formadas por uma malha condutora que provê a blindagem 665 à região de ge- ração de imagem e promove uma sensação de abertura para o siste- ma. Desse modo, as corrediças 660 podem prover uma blindagem ele- tromagnética que é móvel para permitir que um paciente seja posicio- nado dentro do sistema, permitindo o ajuste pelo pessoal uma vez que um paciente seja posicionado, ou durante a aquisição, e/ou para per- mitir que um cirurgião tenha acesso ao paciente, etc. Desse modo, a blindagem móvel facilita a flexibilidade que permite que o sistema de MRI portátil seja utilizado não somente em salas não blindadas, mas permite que sejam executados procedimentos que são de outra manei- ra indisponíveis. As corrediças exemplificadoras que provêm níveis variados de blindagem eletromagnética são discutidas em mais deta- lhes a seguir.

[00118] De acordo com algumas modalidades, um sistema de MRI portátil não inclui corrediças, provendo uma região de formação de imagem substancialmente aberta, facilitando uma colocação mais fácil de um paciente dentro do sistema, reduzindo a sensação de claustro- fobia e/ou melhorando o acesso ao paciente posicionado dentro do sistema de MRI (por exemplo, permitindo que um médico ou cirurgião acesse o paciente antes, durante ou depois de um procedimento de formação de imagem sem ter que remover o paciente do sistema). Os inventores desenvolveram técnicas que facilitam a execução de MRI com níveis variados de proteção eletromagnética, não incluindo ne- nhuma ou substancialmente nenhuma blindagem da região de geração de imagem, incluindo um sistema de supressão do ruído adaptado pa- ra suprimir o ruído eletromagnético no ambiente. De acordo com al- gumas modalidades, o sistema de MRI portátil 600 pode ser equipado com um sistema de redução de ruído ao empregar uma ou mais das técnicas de supressão e/ou prevenção de ruído descritas no presente documento, por exemplo, a adaptação dinâmica da resposta à supres- são/cancelamento de ruído em consonância com a configuração de blindagem de um dado arranjo de proteção do sistema de MRI portátil

600. Desse modo, o sistema de MRI de campo baixo portátil 600 pode ser transportado até o paciente e/ou até um local desejado e salas es- pecialmente blindadas operadas do lado de fora (por exemplo, em uma sala de emergência, sala de operação, UTI, em um consultório de um clínico geral, em uma clínica) e/ou levado até o lado do leito dire- tamente ao paciente onde quer que esteja localizado, permitindo que a MRI seja executada quando e onde se faz necessária. Para facilitar a operação da MRI portátil virtualmente em qualquer local, os inventores desenvolveram sistemas de MRI de baixa energia que, de acordo com algumas modalidades, são configurados para serem energizados pela eletricidade da rede de distribuição (por exemplo, energia elétrica mo- nofásica de saídas de parede padrão ou industriais), tal como discutido em mais detalhes a seguir.

[00119] Tal como discutido acima, os sistemas de MRI convencio- nais consomem uma energia significativa, requerendo fontes de ener- gia trifásica dedicadas para operar. Em particular, os sistemas de MRI convencionais usam material supercondutor para formar o ímã B0 re- querem sistemas de refrigeração criogênicos que consomem uma energia substancial para manter os condutores em um estado super- condutor. Além disso, os amplificadores de energia usados para ope- rar os amplificadores de gradiente são componentes de grande ener- gia que extraem grandes quantidades de energia e são armazenados tipicamente em uma sala separada que abriga os componentes eletrô- nicos do sistema. Além disso, os componentes de energia configura- dos para operar os sistemas de bobinas da transmissão/recepção do sistema de MRI convencional também consomem quantidades signifi- cativas de energia. Muitos sistemas de MRI de campo elevado con- vencionais requerem sistemas HVAC que também extraem quantida- des substanciais de energia.

[00120] Os sistemas de MRI convencionais são instalações fixas que requerem espaços especializados e dedicados. Como resultado, o requisito de uma conexão de energia trifásica dedicada para operar o sistema de MRI não é uma limitação crítica para estes sistemas, uma vez que é apenas uma de um número de características dedicadas e especializadas de uma instalação de MRI convencional. No entanto, a necessidade de uma fonte de energia trifásica dedicada impõe limita- ções significativas aos locais em que um sistema de MRI portátil pode ser operado. Por conseguinte, os inventores desenvolveram um siste- ma de MRI de baixa energia que facilita a portabilidade do sistema de MRI. Por exemplo, de acordo com algumas modalidades, um sistema de MRI de baixa energia configurado para operar ao usar a energia da rede de distribuição (por exemplo, a energia elétrica monofásica de uma saída padrão ou industrial). Os aspectos exemplificadores de um sistema de MRI de baixa energia são discutidos em mais detalhes a seguir.

[00121] De acordo com algumas modalidades, um sistema de MRI de baixa energia compreende um ímã B0 permanente (por exemplo, qualquer um dos ímãs permanentes discutidos no presente documen- to, tais como aqueles ilustrados nas FIGURAS 2A e 3). Uma vez que um ímã B0 permanente, uma vez magnetizado, irá produzir o seu pró- prio campo magnético persistente, energia não é requerida para ope- rar o ímã B0 permanente para gerar seu campo magnético. Como re- sultado, um elemento significativo (frequentemente dominante) que contribui para o consumo de energia total de um sistema de MRI pode ser eliminado, facilitando o desenvolvimento de um sistema de MRI que pode ser energizado ao usar a eletricidade da rede de distribuição (por exemplo, através de uma saída de parede padrão ou saídas de grandes aparelhos comuns), tal como discutido em mais detalhes a seguir em relação aos sistemas de MRI de baixa energia exemplifica- dores.

[00122] Além disso, os componentes de energia convencionais adaptados para operar um sistema de bobina de gradiente são geral- mente inadequados para o uso em MRI de campo baixo devido, pelo menos em parte, à despesa e aos níveis de ruído, e são inadequados para MRU de baixa energia e/ou portátil devido ao consumo de ener- gia, ao tamanho e ao peso. Por exemplo, embora o custo dos compo- nentes de energia convencionais usados para operar as bobinas de gradiente nos sistemas de MRI atualmente disponíveis possam ser aceitáveis dada a insignificância relativa em comparação ao custo total de uma instalação de MRI de campo elevado, este custo podem ser inaceitavelmente alto no contexto de um sistema de MRI de campo baixo que é projetado como uma alternativa de custo mais baixo. Des- se modo, o custo de um componente de potência usado convencio- nalmente para MRI de campo elevado pode ser desproporcionalmente grande e, portanto, não satisfatório para alguns sistemas de MRI de campo baixo de custo mais baixo.

[00123] Além disso, SNR relativamente baixo em campo baixo (e particularmente nos regimes de campo muito baixo e ultrabaixo) torna os componentes de energia convencionais de bobina de gradiente inadequados. Em particular, os componentes de energia convencio- nais para o acionamento de bobinas de gradiente são geralmente ina- dequados para os sistemas de MRI de campo baixo porque eles não são projetados para acionar as bobinas com ruído suficientemente baixo. Embora o ruído injetado por tais componentes de energia possa ser aceitável no regime de elevado SNR de sistemas de MRI de cam- po elevado, tais componentes geralmente não propiciam um nível de ruído suficientemente baixo para obter uma qualidade aceitável da imagem em um sistema de MRI de campo baixo. Por exemplo, os componentes de energia convencionais de podem exibir uma variação insatisfatória na saída (por exemplo, ondulação residual) para o uso no contexto de campo baixo, injetando um ruído relativamente significati- vo no sistema de bobina de gradiente de um sistema de MRI de cam- po baixo.

[00124] Além disso, os componentes de energia convencionais con- figurados para acionar o sistema da bobina de gradiente de sistemas de MRI atualmente disponíveis não são projetados para ser eficientes em energia, consumindo grandes quantidades de energia. Além disso, os componentes de energia convencionais configurados para operar o sistema da bobina de gradiente de sistemas de MRI atualmente dispo- níveis são dispositivos grandes, pesados, tipicamente empilhados em uma sala separada adjacente ao dispositivo de MRI junto com os ou- tros componentes eletrônicos. Desse modo, os componentes de ener- gia de gradiente convencionais não são apropriados para o uso em um sistema de MRI de baixa energia portátil.

[00125] A FIGURA 7 ilustra circuitos de acionamento para dirigir uma corrente através de uma bobina 705 de um sistema de MRI para produzir um campo magnético de acordo com uma sequência de pul- sos desejada, de acordo com algumas modalidades. O componente de potência 703 dirige uma corrente através da bobina 705 com base em um sinal de controle do controlador 701. O controlador 701 pode pro- duzir um sinal de controle para dirigir o componente de potência 703 com base em uma sequência de pulsos implementada pelo controla- dor 701 (ou fornecida por um ou mais outros controladores), tal como discutido acima. Em algumas modalidades, a bobina 705 pode ser uma bobina de gradiente 128. No entanto, as técnicas descritas no presente documento não são limitadas a este respeito, uma vez que a bobina 705 pode ser uma bobina de ímã 122, uma bobina de calço 124, ou uma bobina de transmissão e/ou recepção de RF 126. Em al- gumas modalidades, o controlador 701 pode corresponder ao contro- lador 106 da FIGURA 1, e o componente 703 de energia de aciona- mento pode corresponder ao componente de potência 114 da FIGURA

1.

[00126] Os componentes de energia configurados para energizar as bobinas de gradiente provêm tipicamente uma energia relativamente elevada e tipicamente precisam prover um controle preciso sobre a corrente aplicada à bobina de gradiente de modo que a sequência de pulsos desejada possa ser distribuída com fidelidade. Imprecisões na distribuição da corrente comandada à bobina de gradiente resultam em uma diminuição na razão entre sinal e ruído devido às diferenças entre a sequência de pulsos de gradiente que estão sendo distribuídas e a sequência de pulsos pretendida (e esperada). Os componentes de energia configurados para acionar as bobinas de gradiente também devem ser responsivas na distribuição da corrente comandada à bobi- na de gradiente, incluindo a transição rápida entre os níveis de corren- te comandados para produzir com fidelidade as formas de onda de corrente requeridas pelas sequências de pulsos desejadas. Por con-

seguinte, os inventores desenvolveram componentes de energia que podem ser controlados para prover corrente de maneira exata e preci- sa, com um ruído relativamente baixo e uma eficiência relativamente elevada, a uma ou mais bobinas de gradiente para reproduzir com fi- delidade uma sequência de pulsos desejada, algumas modalidades das quais são discutidas em mais detalhes a seguir.

[00127] Em algumas modalidades, o componente de potência 703 pode ser um componente de potência "de modo de corrente" que aci- ona uma corrente desejada através da bobina 705. A corrente deseja- da pode ser produzida pelo componente de potência 703 em resposta a um comando de corrente do controlador 701. A este respeito, o componente de potência 703 pode operar como uma fonte de corrente que é controlada pelo comando de corrente (que pode ser provido pelo controlador como um nível da voltagem que indica a corrente a ser aplicada à bobina 705). O controlador 701 pode mudar o comando de corrente de maneira tal que o componente de potência 703 produz va- lores de corrente que mudam de acordo com uma sequência de pulsos selecionada. Por exemplo, o controlador 701 pode comandar o com- ponente de potência para acionar uma ou mais bobinas de gradiente de acordo com uma sequência de pulsos que compreende uma plura- lidade de pulsos de gradiente. Para cada pulso de gradiente, o com- ponente de potência pode ter que elevar a corrente aplicada a uma bobina de gradiente correspondente na borda de elevação do pulso de gradiente e ter que baixar a corrente aplicada à bobina de gradiente em uma borda de queda do pulso de gradiente. A operação exemplifi- cadora de um componente de potência configurado para acionar a bo- bina de gradiente para prover uma pluralidade de tais pulsos de gradi- ente é descrita em mais detalhes a seguir.

[00128] A FIGURA 8 é um diagrama de um sistema computadoriza- do ilustrativo em que as modalidades descritas no presente documento podem ser implementadas. Por exemplo, o método para a medição dos efeitos da histerese em um sistema de MRI (vide, por exemplo, a FIGURA 16 a seguir), e o método para controlar uma bobina de gradi- ente de um sistema de MRI (vide, por exemplo, a FIGURA 17 a seguir) podem ser implementados em e/ou ao usar o sistema computadoriza- do 800. O sistema computadorizado 800 pode incluir um ou mais pro- cessadores de hardwares de computador 802 e um ou mais artigos de manufatura que compreendem meios de armazenamento não transitó- rio que podem ser lidos por computador (por exemplo, a memória 804 e um ou mais meios de armazenamento não volátil 806). O processa- dor 802 pode controlar os dados de gravação e os dados de leitura da memória 804 e do dispositivo de armazenamento não volátil 806 de qualquer maneira apropriada, uma vez que os aspectos da descrição fornecida no presente documento não são limitados neste respeito. Para executar qualquer uma das funcionalidades descritas no presente documento, o processador 802 pode executar um ou mais instruções executáveis por processador-armazenadas em um ou mais meios de armazenamento não transitório que podem ser lidos por computador (por exemplo, a memória 804), que podem servir como meios de ar- mazenamento não transitório que podem ser lidos por computador que armazenam instruções executáveis por processador para a execução pelo processador 802.

[00129] A FIGURA 9A ilustra uma sequência de pulsos de gradiente exemplificadora que pode ser usada por um sistema de MRI para con- trolar uma ou mais bobinas de gradiente e gerar um campo magnético na região de geração de imagens do sistema de MRI. A linha tracejada na FIGURA 9A representa uma sequência de pulsos de gradiente idealizada como uma função do tempo. A sequência de pulsos faz com que as bobinas de gradiente criem um campo magnético que oscile de um valor máximo a um valor mínimo à medida que os valores máximos e mínimos da oscilação deterioram com o passar do tempo. O campo magnético variado resulta em uma magnetização induzida dos compo- nentes do sistema de MRI. A linha contínua na FIGURA 9A representa a histerese de gradiente resultante (isto é, a magnetização induzida) como uma função do tempo. A magnetização induzida cria o seu pró- prio campo magnético na região de geração de imagem que é sobre- posto com o campo magnético criado pelas bobinas de gradiente, re- sultando em um efeito da histerese que é ilustrado na FIGURA 9B, que traça o campo de gradiente de histerese (isto é, o campo de gradiente gerado pela magnetização induzida) como uma função da intensidade de campo de gradiente gerada pela bobina de gradiente durante o cur- so da sequência de pulsos oscilando em deterioração. Tal como pode ser visto a partir do gráfico do efeito da histerese na FIGURA 9B, a magnitude do efeito da histerese depende da intensidade de campo magnético gerada pelas bobinas de gradiente do sistema de MRI e se o campo magnético gerado pelas bobinas de gradiente está aumen- tando ou diminuindo.

[00130] Os efeitos da histerese em um sistema tal como um siste- ma de MRI podem ser medidos e modelados ao usar, por exemplo, um modelo de Preisach, que usa uma função de ponderação para caracte- rizar as propriedades magnéticas de um material. Os detalhes sobre os modelos de Preisach e a determinação da função de ponderação são descritos em "Difficult in identification of Preisach hysteresis model weighing function using first order reversal curves method in soft mag- netic materials", Applied Mathematics and Computation Vol. 319, pági- nas 469-485 (15 de fevereiro de 2018), http://dx.doi.org/10.1016/j.amc.2017.05.017, que é incorporado no pre- sente documento a título de referência em sua totalidade. No caso da aplicação de um modelo de Preisach a um sistema de MRI, as propri- edades magnéticas do sistema de MRI como um todo são caracteriza-

das e podem incluir a caracterização do jugo, dos componentes ele- trônicos, do invólucro, ou de todo outro material ferromagnético na vi- zinhança do sistema de MRI.

[00131] Um modelo de Preisach usa modelos dos efeitos da histe- rese do sistema de MRI ao usar um modelo de um dipolo ideal com um laço de histerese retangular, conhecido como um "histerona". A FIGURA 10A ilustra um histerona, de acordo com algumas modalida- des. Um histerona tem três parâmetros que caracterizam o laço da his- terese 2300: um valor de intensidade de campo magnético inferior 1001 (Hd), um valor de intensidade de campo magnético superior 1003 (Hu), e um valor de momento de dipolo (ms), que define o valor de magnetização superior 1005 e o valor de magnetização inferior 1007 do laço de histerese 1000. Quando um campo magnético externo é aumentado e se torna maior do que o valor da intensidade de campo magnético superior 1003, o momento magnético do dipolo muda para o valor de magnetização superior 1005. Similarmente, quando um campo magnético externo é diminuído e se torna menor do que o valor da intensidade de campo magnético inferior 1001, o momento magné- tico do dipolo muda para o valor da magnetização inferior 1007. Quan- do a intensidade do campo magnético externa está entre o valor da intensidade de campo magnético inferior 1001 e o valor da intensidade de campo magnético superior 1003, o estado do momento magnético do dipolo é dependente do estado precedente.

[00132] O modelo de Preisach usa uma pluralidade de histeronas arranjados em um arranjo bidimensional de histeronas, onde cada his- terona em uma linha particular do arranjo tem o mesmo valor da inten- sidade de campo magnético superior 1003 e cada histerona em uma coluna particular do arranjo tem o mesmo valor da intensidade de campo magnético inferior 1001. A FIGURA 10B ilustra um diagrama esquemático de um modelo simplificado de Preisach 1050 que inclui cinco linhas e cinco colunas. Deve ser apreciado de que os modelos de Preisach usados em algumas modalidades podem ter qualquer número as linhas e colunas. Por exemplo, algumas modalidades po- dem incluir dezenas, centenas ou milhares de linhas e colunas. Tal como ilustrado na FIGURA 10B, todos os histeronas na primeira colu- na têm o mesmo valor da intensidade de campo magnético inferior

1001. Os histeronas na segunda coluna também têm o mesmo valor da intensidade de campo magnético inferior 1001 entre si, mas um va- lor mais baixo da intensidade de campo magnético inferior 1001 do que aquele da coluna 1. Similarmente, quando o modelo de Preisach 1050 é movido para as colunas de números mais elevados o valor da intensidade de campo magnético inferior 1001 aumenta. De uma ma- neira similar, todos os histeronas na primeira linha têm o mesmo valor da intensidade de campo magnético superior 1003. Os histeronas na segunda linha também têm o mesmo valor da intensidade de campo magnético superior 1003 entre si, mas um valor da intensidade de campo magnético superior 1003 menor do que aquele da linha 1. Simi- larmente, quando o modelo de Preisach 1050 é movido para as linhas de números mais elevados, o valor da intensidade de campo magnéti- co superior 1003 diminui.

[00133] O modelo de Preisach 1050 é um arranjo bidimensional que tem um formato triangular. Não há nenhum histerona na porção do la- do direito inferior do modelo porque tais histeronas devem correspon- der aos laços de histerese fisicamente não exequíveis porque o valor da intensidade de campo magnético superior 1003 deve ser maior do que o valor da intensidade de campo magnético inferior 1001. Os his- teronas ao longo da linha diagonal ao longo do fundo do formato trian- gular correspondem aos histeronas com o valor da intensidade de campo magnético inferior 1001 igual ao valor da intensidade de campo magnético superior 1003.

[00134] Ao usar o modelo de Preisach 1050, a magnetização do sistema de MRI pode ser determinada ao usar a equação a seguir: onde H(t) é a intensidade de campo magnético aplicada externamente, por exemplo, uma bobina de gradiente, e é um operador da histerese que age no campo magnético externo H(t) resultando no va- lor +ms ou - ms, dependendo dos valores de Hu e Hd e da direção de mudança de H(t), por exemplo, se o campo magnético externo estiver aumentando ou diminuindo. A função de ponderação w(Hu, Hd) especi- fica o valor do momento magnético elementar do sistema de MRI e é determinada ao fazer medições da histerese do sistema de MRI, de acordo com algumas modalidades. Desse modo, o modelo de Preisach do sistema de MRI tem um estado em qualquer momento ba- seado no valor atual do campo magnético aplicado externamente e no histórico do campo magnético aplicado (por exemplo, tal como repre- sentado pelo estado precedente do modelo de Preisach). Desse modo, quando o campo magnético aplicado externamente muda no valor, o estado do modelo de Preisach também muda.

[00135] A dinâmica do modelo de Preisach pode ser ilustrada ao usar um campo magnético externo dependente do tempo, tal como mostrado nas FIGURAS 11A e 11C, as quais ilustram um campo mag- nético que muda linearmente, mas oscila entre um valor elevado e um valor baixo, em que o valor elevado e o valor baixo diminuem na mag- nitude com o passar do tempo. O asterisco na FIGURA 11A ilustra o valor atual do campo magnético externo depois de ficar ligado por um tempo antes e aumentando atualmente na magnitude. A FIGURA 11B ilustra o estado do modelo de Preisach nesse momento particular. Os histeronas polarizados para cima são ilustrados como círculos cheios, ao passo que os círculos vazios representam os histeronas com a po- larização descendente. A intensidade de campo externa instantânea é ilustrada na FIGURA 11B pela linha horizontal 1101. À medida que o tempo progride, a linha horizontal 1101 se move da base do arranjo de histeronas para cima. Os histeronas abaixo do nível atual da linha ho- rizontal 1101 estão em uma configuração de polarização ascendente. Os histeronas acima do nível atual da linha horizontal 1101 permane- cem inalterados em relação ao estado precedente do modelo de Preisach.

[00136] O asterisco na FIGURA 11C ilustra o valor atual do campo magnético externo depois de ligado por algum tempo antes e dimi- nuindo atualmente na magnitude. A FIGURA 11D ilustra o estado do modelo de Preisach nesse momento particular. Tal como no caso na FIGURA 11B, os histeronas polarizados para cima são ilustrados como círculos cheios, ao passo que os círculos vazios representam os histe- ronas com polarização descendente. A intensidade de campo externa instantânea é ilustrada na FIGURA 11D pela linha vertical 1103. À me- dida que o tempo progride, a linha vertical 1103 se move do lado direi- to do arranjo dos histeronas para o lado esquerdo. Todos os histero- nas à direita do nível atual da linha vertical 1103 estão em uma confi- guração de polarização descendente. Os histeronas à esquerda do nível atual da linha vertical 1103 permanecem inalterados em relação ao estado precedente do modelo de Preisach.

[00137] A descrição acima do modelo de Preisach explica o estado do modelo e como o estado muda quando o campo magnético externo aplicado (por exemplo, de uma bobina de gradiente) aumenta e/ou di- minui. A FIGURA 12 mostra uma outra ilustração do modelo de Preisach 1200 onde cada um dos locais distintos dentro do plano Hd - Hu é representado por uma respectiva caixa 1201. Cada caixa é asso- ciada com um peso que é usado para ajustar uma sequência de pul- sos alvo para resultar em uma sequência de pulsos corrigida usada para controlar a bobina de gradiente do sistema de MRI. Em algumas modalidades, uma amplitude de um pulso em uma sequência de pul- sos de gradiente é alterada com base no estado do modelo de Preisach. Por exemplo, se um histerona particular for determinado co- mo estando em uma polarização descendente, nenhum ajuste pode ser feito à amplitude de um pulso da sequência de pulsos de gradien- te. Mas se esse mesmo histerona for determinado como estando em um estado de polarização ascendente, o peso pode ser adicionado à amplitude do pulso, mudando desse modo a amplitude do pulso com base em um histerona particular somente quando o estado do histero- na estiver em um dos dois estados. Alternativamente, os pesos podem ser determinados de maneira tal que, quando um histerona particular é determinado como estando em uma polarização descendente, o peso é subtraído da amplitude do pulso na sequência da bobina de gradien- te e, se esse mesmo histerona for determinado como estando em um estado de polarização ascendente, o peso pode ser adicionado à am- plitude do pulso, mudando desse modo a amplitude do pulso com base em um histerona particular para ambos os estados do histerona, mas em direções opostas.

[00138] Os pesos associados com cada caixa 1201 do modelo de Preisach 1200 podem ser determinados com base nas medições dos efeitos da histerese feitas em um estágio de calibração antes da aqui- sição de imagem de um paciente. Para medir a magnetização induzida do sistema de MRI, uma sonda de múltiplos elementos é colocada dentro da região de geração de imagens do sistema de MRI, em que cada elemento de recepção da sonda de múltiplos elementos fica loca- lizado em uma posição diferente dentro da região de geração de ima- gem de modo que o campo induzido de gradiente possa ser medido. Os vários eletroímãs do sistema de MRI são controlados então, por exemplo, pelo controlador 701 da FIGURA 7, ao usar uma sequência de pulsos que compreende uma pluralidade de pulsos para gerar um campo magnético dinâmico que é medido pela sonda de campo para determinar os efeitos da histerese dos campos magnéticos aplicados

[00139] A FIGURA 13A ilustra uma sonda de campo de múltiplos elementos, de acordo com algumas modalidades. A sonda de campo de múltiplos elementos 1300 inclui uma pluralidade de elementos de recepção de RF 1301a-h, um invólucro 1302, uma bobina de transmis- são de RF 1303, uma pluralidade de conectores elétricos 1305, um componente eletrônico de controle 1307, um suporte base 1309, um prendedor 1311, e uma pluralidade de amostras de líquido 1321. Em- bora a sonda de campo de múltiplos elementos 1300 seja ilustrada como dotada de um número particular de componentes e arranjo de componentes, deve ser apreciado que a sonda ilustrada é apenas um exemplo e que outros arranjos de componentes podem ser usados. O diâmetro do invólucro 1302 pode determinar o tamanho da sonda de campo de múltiplos elementos 1300 que pode ser de cerca de 12 cm de diâmetro. O tamanho é selecionado para ser grande o bastante pa- ra ter um SNR grande, mas pequeno o bastante de maneira tal que a não homogeneidade dos campos magnéticos seja reduzida.

[00140] A sonda de campo de múltiplos elementos 1300 é posicio- nada dentro do sistema de MRI de maneira tal que a sonda de campo de múltiplos elementos 1300 experimenta os vários campos magnéti- cos criados pelo ímã B0, a bobina de gradiente e a bobina de calço. A bobina de transmissão de RF 1303 é controlada para criar um pulso de RF que cause uma precessão nas moléculas das amostras de líquido

1321. Os elementos de recepção 1301 medem o sinal de MRI resul- tante de cada respectiva amostra de líquido 1321 e transmitem o sinal ao componente eletrônico de controle 1307.

[00141] A FIGURA 13B ilustra um dos elementos de recepção de RF 1301 da FIGURA 13A, de acordo com algumas modalidades. Em algumas modalidades, cada um dos elementos de recepção de RF

1301 pode incluir uma bobina que é envolvida em torno de uma amos- tra de líquido correspondente 1321. A bobina 1323 pode ser um fio condutor formado de qualquer condutor apropriado tal como um metal (por exemplo, o cobre). Em algumas modalidades, a bobina 1323 pode incluir um solenoide de Litz de múltiplas camadas de maneira tal que a amostra de líquido 1321 fica dentro do solenoide. Por exemplo, um solenoide de Litz de duas camadas pode ser usado. Cada um dos elementos de recepção de RF 1301 também pode incluir um cabo de Litz de par trançado 1325 que conecta eletricamente os elementos de recepção de RF 1301 ao componente eletrônico de controle 1307. A amostra de líquido 1321 e a bobina 1323 também podem ser embuti- das em um envoltório de epóxi 1322.

[00142] Em algumas modalidades, os elementos de recepção de RF 1301 são posicionados dentro do invólucro 1302. Os elementos de recepção de RF 1301 podem ser espaçados uniformemente uns dos outros. Por exemplo, a posição de cada um dos elementos de recep- ção de RF 1301 pode corresponder os cantos de um cubo imaginário. Em algumas modalidades, os elementos de recepção de RF 1301 po- dem ser posicionados onde os cantos de um cubo imaginário cruzam uma esfera imaginária em que o cubo é inscrito. A esfera imaginária pode, por exemplo, ter um diâmetro de cerca de 12 cm.

[00143] Em algumas modalidades, as amostras de líquido 1321 po- dem compreender a água e/ou óleo mineral. As amostras de líquido 1321 também podem incluir ágar para ajustar o líquido no lugar. Alter- nativa ou adicionalmente, as amostras de líquido 1321 podem incluir o sulfato de cobre para diminuir o tempo de relaxamento das amostras de líquido. Em algumas modalidades, as amostras de líquido 1321 e os elementos de recepção de RF podem ser mantidos na posição ao usar um membro de suporte 1304 feito de um material não ferromag- nético. Embora as amostras de líquido 1321 sejam descritas por todo este pedido de patente como sendo líquidas, deve ser compreendido que as amostras de líquido 1321 podem ser amostras de gel, em al- gumas modalidades.

[00144] Em algumas modalidades, a bobina de transmissão de RF 1303 compreende um fio condutor que é envolto em torno do exterior ou do interior do invólucro 1302. A bobina de transmissão de RF 1303 pode incluir múltiplos laços circulares que circundam os elementos de recepção de RF 1301. Na sonda de campo 1300 ilustrada na FIGURA 13, a bobina de transmissão de RF 1303 inclui seis laços circulares. Deve ser apreciado que a bobina de transmissão de RF 1303 pode incluir mais laços ou menos laços.

[00145] Em algumas modalidades, o invólucro 1302 é suportado por uma base 1309, a qual é configurada para ser colocado em uma su- perfície dentro da região de geração de imagens do sistema de MRI. A base 1309 pode incluir um prendedor 1311 que é configurado para po- sicionar a sonda de campo 1300 no isocentro do sistema de MRI. Por exemplo, o prendedor 1311 pode ser de um formato particular cortado na base 1309 que encaixa em um prendedor de formato correspon- dente localizado dentro do sistema de MRI. Quando o prendedor 1311 acopla com o prendedor do sistema de MRI, o operador do sistema de MRI pode ser confiável uma vez que a sonda de campo 1300 seja po- sicionada no isocentro do sistema de MRI.

[00146] Vistas adicionais de uma sonda de campo 1300 exemplifi- cadora são ilustradas nas FIGURAS 13C-G. O membro de suporte 1304 é mostrado mais claramente nestes desenhos. Em algumas mo- dalidades, o membro de suporte 1304 inclui aberturas para receber a pluralidade de elementos de recepção de RF 1301.

[00147] A sonda de campo 1300, uma vez no lugar no sistema de MRI, pode ser usada para medir o campo magnético em uma região de geração de imagens do sistema de MRI. As medições do campo magnético no sistema de MRI podem então ser usadas para determi- nar os pesos do modelo 1200 de Preisach da FIGURA 12. A FIGURA 14 é um fluxograma de um método 1400 para medir a histerese em um sistema de MRI que inclui pelo menos uma bobina de gradiente, de acordo com algumas modalidades.

[00148] No ato 1402, o método 1400 inclui o controle de pelo me- nos uma bobina de gradiente ao usar uma primeira sequência de pul- sos. Tal como discutido acima, um controlador 106 pode usar uma se- quência de pulsos para controlar o campo magnético criado pela(s) bobina(s) de gradiente 128. A primeira sequência de pulsos pode in- cluir uma pluralidade de sequências de pulsos relacionadas a eletroí- mãs diferentes dentro do sistema de MRI 100. Por exemplo, a primeira sequência de pulsos pode incluir um ou mais pulsos para controlar o ímã B0 122, a bobina de calço 124, as bobinas de transmissão e re- cepção de RF 126 e a bobina de gradiente 128. A primeira sequência de pulsos pode ser uma sequência de pulsos projetada especificamen- te para medir os efeitos da histerese no sistema de MRI.

[00149] A FIGURA 15A ilustra uma porção 1500 de uma primeira sequência de pulsos exemplificadora usada para medir os efeitos da histerese de um sistema de MRI, de acordo com algumas modalida- des. A porção ilustrada 1500 é a sequência de pulsos por um único tempo de repetição (TR), que é o tempo que transcorre entre dois pul- sos de transmissão de RF diferentes. A porção 1500 da sequência de pulsos inclui um pulso de transmissão de RF 1501, uma janela de lei- tura 1503 e um pulso de compressão de gradiente 1505. A janela de leitura 1503 fica entre o pulso de RF 1501 e o pulso de compressão de gradiente 1505. No entanto, as modalidades podem incluir pulsos adi- cionais como parte da primeira sequência de pulsos. Por exemplo, a porção 1500 pode ser repetida múltiplas vezes. Em algumas modali- dades, o pulso de compressão de gradiente 1505 pode variar na am-

plitude depois de cada iteração. Um ou mais parâmetros usados para especificar a primeira sequência de pulsos podem ser acessados em uma memória pelo controlador para controlar os eletroímãs. Os parâ- metros podem incluir o sincronismo dos pulsos, a frequência central dos pulsos, a fase dos pulsos e/ou da amplitude dos pulsos.

[00150] A FIGURA 15B ilustra uma sequência de amplitude de compressão de gradiente 1550 exemplificadora, de acordo com algu- mas modalidades. A sequência de amplitude de compressão de gradi- ente provê a amplitude para o pulso de compressão de gradiente 1505 para cada iteração subsequente da porção 1500 da sequência de pul- sos. Deve ser observado que cada pulso de compressão de gradiente é associado com um pulso de transmissão de RF 1501 e uma janela de leitura 1503, embora a FIGURA 15B mostre somente a amplitude dos pulsos de compressão de gradiente.

[00151] Em algumas modalidades, onde uma bobina de gradiente x, uma bobina de gradiente y e uma bobina de gradiente z são usadas, há três porções independentes da sequência de amplitude de com- pressão de gradiente 1550. Por exemplo, somente os primeiros pulsos de compressão de gradiente x são usados, seguidos pelos pulsos de compressão de gradiente y, e seguidos finalmente pelos pulsos de compressão de gradiente z. Deve ser apreciado que a ordem pode ser diferente em algumas modalidades, mas os pulsos de compressão são usados somente para controlar uma bobina de gradiente de cada vez até que a sequência de pulsos de gradiente inteira para cada bobina de gradiente esteja completa, e então a sequência de pulsos continua com a bobina de gradiente seguinte. No exemplo ilustrado na FIGURA 15B, primeiramente a bobina de gradiente x é controlada por uma se- quência de pulsos 1511 com amplitude variada, oscilando entre uma amplitude máxima e mínima que deteriora até que a amplitude fique insignificante. Depois que a sequência de pulsos de gradiente x está completa, a sequência de pulsos de gradiente y começa com uma se- quência de pulsos 1513 com amplitude variada, oscilando entre uma amplitude máxima e mínima que deteriora até que a amplitude fique insignificante. Finalmente, depois que a sequência de pulsos de gradi- ente y está completa, a sequência de pulsos de gradiente z 1515 co- meça com uma sequência de pulsos com amplitude variada, oscilando entre uma amplitude máxima e mínima que deteriora até que a ampli- tude fique insignificante. Desse modo, tal como mostrado na FIGURA 15B, há porções de cada sequência de pulsos de gradiente onde a amplitude de pulso de compressão de gradiente está aumentado mo- notonicamente e a porção onde a amplitude de pulso de compressão de gradiente está diminuindo monotonicamente.

[00152] Retornando à FIGURA 14, o método 1400 continua no ato 1604 que inclui a medição, ao usar a sonda de RF de múltiplos ele- mentos, de uma primeira pluralidade de intensidades de campo mag- nético em uma região de geração de imagens do sistema de MRI. Em algumas modalidades, o ato 1604 pode ser executado ao mesmo tem- po que o ato 1604. Por exemplo, cada pulso de transmissão de RF 1501 é associado com uma janela de leitura 1503 durante a qual a medição da intensidade de campo magnético ocorre. Desse modo, a medição ocorre durante o controle da bobina de gradiente ao usar a sequência de pulsos. No entanto, em algumas modalidades, ambos a bobina de transmissão de RF e a bobina de gradiente não estão "liga- das" quando a medição das intensidades de campo magnético é exe- cutada. Desta maneira, o campo magnético induzido é medido sem a presença do campo magnético gerado pela bobina de gradiente.

[00153] Depois da medição das intensidades de campo magnético, um processador de hardware de computador é usado para extrair a fase no de cada elemento na sonda do campo e separar a fase em termos espaciais lineares (por exemplo, os termos de gradiente x, y e z) e os termos de campo constante (por exemplo, os termos B0). A FI- GURA 16 mostra os efeitos da histerese para cada parte separada da fase extraída para cada eixo do sistema de MRI. Os gráficos na linha superior correspondem aos efeitos medidos da histerese quando a bo- bina de gradiente x é controlada pela sequência de pulsos de gradien- te descrita acima; os gráficos na linha do meio correspondem aos efei- tos medidos da histerese quando a bobina de gradiente y é controlada pela sequência de pulsos de gradiente descrita acima; e os gráficos na linha inferior correspondem aos efeitos medidos da histerese quando a bobina de gradiente x é controlada pela sequência de pulsos de gradi- ente descrita acima. Os gráficos na primeira coluna representam os termos B0 constantes para cada um dos eixos; os gráficos na segunda coluna representam o termo linear ao longo do eixo x; os gráficos na terceira coluna representam o termo linear ao longo do eixo y; e os gráficos na quarta coluna representam o termo linear ao longo do eixo z. Tal como pode ser visto, para os termos lineares, efeitos significati- vos da histerese existem somente ao longo do eixo que corresponde à bobina de gradiente usada. Por exemplo, na linha superior, correspon- dendo à histerese resultante do acionamento da bobina de gradiente x, a histerese significativa nos termos lineares só é encontrada ao longo do eixo x. Similarmente, na linha do meio, correspondendo à histerese resultante do acionamento da bobina de gradiente y, a histerese signi- ficativa nos termos lineares só é encontrada ao longo do eixo y. Simi- larmente, na linha inferior, correspondendo à histerese resultante do acionamento da bobina de gradiente z, a histerese significativa nos termos lineares só é encontrada ao longo do eixo z.

[00154] A partir dos dados mostrados na FIGURA 16, pode ser visto que os efeitos da histerese nos termos lineares só precisam ser corri- gidos para a direção associada com a bobina de gradiente. Em outras palavras, quando do ajuste das amplitudes de uma sequência de pul-

sos de gradiente alvo para uma direção particular para determinar uma sequência de pulsos de gradiente corrigida para essa direção particu- lar, o controlador leva em conta a sequência de pulsos de gradiente alvo para essa direção particular e não com base na sequência de pul- sos de gradiente corrigida na sequência de pulsos de gradiente alvo para as outras direções. Por conseguinte, em algumas modalidades há um modelo de histerese independente separado (por exemplo, um modelo de Preisach) para cada uma das três direções.

[00155] Tal como também pode ser visto a partir dos gráficos na FIGURA 16, os termos B0 constantes só exibem a histerese ao longo do eixo y. Isto ocorre porque, no sistema de MRI exemplificador usado para estes dados, o campo B0 é orientado ao longo do eixo y. Conse- quentemente, uma vez que a bobina de gradiente y induz a magneti- zação ao longo do eixo y, a magnetização induzida efetua não somen- te os termos y lineares, mas também os termos B0 constantes. As bo- binas de gradiente x e as bobinas de gradiente z não causam efeitos de histerese nos termos B0. No entanto, deve ser apreciado que outros sistemas de MRI podem ter o campo B0 orientado em uma direção di- ferente, em cujo caso outras direções podem experimentar a histerese nos termos B0 constantes.

[00156] No ato 1406, o método 1400 inclui a estimativa dos parâ- metros de um modelo de histerese com base na primeira pluralidade de intensidades de campo magnético medida. O ato 1406 é executado após o ato 1402 e ato 1404. A FIGURA 17A ilustra um exemplo dos pesos de um modelo de Preisach resultante do ajuste iterativo das medições de energia medidas da histerese como uma função da am- plitude de pulso de compressão de gradiente da FIGURA 17B e da his- terese como uma função do tempo da FIGURA 17C. Os pesos do mo- delo de Preisach são determinados iterativamente mediante a iniciali- zação dos pesos a um valor inicial. À medida que a amplitude de pulso de compressão de gradiente aumenta, as colunas do modelo de Preisach são ajustadas, por exemplo, ao tomar uma diferença simples entre a intensidade de campo magnético medida e o peso inicializado. Então, quando a amplitude de pulso de compressão de gradiente é diminuída, as linhas do modelo de Preisach são ajustadas de uma maneira similar, por exemplo, ao tomar uma diferença simples entre a intensidade de campo magnético medida e o peso inicializado. Depois de um laço inicial através do modelo de Preisach, os pesos foram ago- ra atualizados para ser diferentes do valor inicializado. O mesmo pro- cesso pode ser executado outra vez para um segundo laço para atua- lizar ainda mais os pesos. Este processo pode ser iterado até que os pesos do modelo de Preisach parem de mudar por uma quantidade limite. Alternativamente, o algoritmo para estimar os pesos pode rodar um número ajustado de laços.

[00157] Tal como acima mencionado, pode haver um modelo de Preisach para cada uma das direções x, y e z. Por conseguinte, o mesmo procedimento apropriado iterativo pode ser executado para cada uma das três direções.

[00158] No ato 1408, o método 1400 inclui o armazenamento dos parâmetros do modelo de histerese na memória. Os parâmetros po- dem incluir os pesos do modelo de Preisach associados com a direção x, os pesos do modelo de Preisach associados com a direção y e os pesos do modelo de Preisach associados com a direção z. Em algu- mas modalidades, o valor da intensidade de campo magnético inferior e o valor da intensidade de campo magnético superior associados com cada peso (por exemplo, vide os histeronas das FIGURAS 10A-B) po- dem ser armazenados em uma memória com os pesos.

[00159] Depois de ter medido os efeitos da histerese e de ter arma- zenado os parâmetros de modelo de histerese na memória, o modelo de histerese pode ser usado para determinar uma sequência de pulsos corrigida de uma sequência de pulsos alvo de modo a reduzir os erros criados da magnetização induzida do sistema de MRI. A FIGURA 18 é um fluxograma de um método 1800 para o controle de pelo menos uma bobina de gradiente de um sistema de MRI.

[00160] No ato 1802, o método 1800 inclui a recepção de pelo me- nos uma sequência de pulsos alvo. Em algumas modalidades, a se- quência de pulsos alvo pode ser recebida pelo controlador 106 do re- positório de sequências de pulsos 108 ou qualquer outro dispositivo de armazenamento apropriado. A sequência de pulsos alvo pode incluir uma pluralidade de pulsos para controlar os vários eletroímãs do sis- tema de MRI. Por exemplo, ela pode incluir pulsos para controlar as bobinas de transmissão e recepção de RF 126 e/ou as bobinas de gradiente 128. Desse modo, a sequência de pulsos alvo pode incluir um número de subsequências, tais como: uma sequência de pulsos de gradiente x que é a sequência de pulsos para controlar somente a bo- bina de gradiente x, uma sequência de pulsos de gradiente y que é a sequência de pulsos para controlar somente a bobina de gradiente y, uma sequência de pulsos de gradiente z que é a sequência de pulsos para controlar somente a bobina de gradiente z, uma sequência de pulsos de transmissão de RF que é a sequência de pulsos para con- trolar a bobina de transmissão de RF, e uma sequência de pulsos de recepção de RF que é a sequência de pulsos para controlar a bobina de recepção de RF.

[00161] No ato 1804, o método 1800 inclui a determinação de uma sequência de pulsos corrigida para controlar pelo menos uma bobina de gradiente com base em pelo menos uma sequência de pulsos alvo e um modelo de histerese de magnetização induzida no sistema de MRI causada pela operação de pelo menos uma bobina de gradiente. Em algumas modalidades, o modelo de histerese tem um "estado" ba- seado no histórico da sequência de pulsos de gradiente e a sequência de pulsos corrigida é baseada nesse estado. Por exemplo, o modelo de histerese pode incluir um ou mais modelos de Preisach, tal como descrito acima. Em algumas modalidades, o modelo de histerese inclui múltiplos parâmetros diferentes, em que pelo menos um subconjunto dos quais é determinado a partir de uma medição da histerese obtida anteriormente que foi obtida com uma sonda de múltiplos elementos.

[00162] Em algumas modalidades, a determinação da sequência de pulsos corrigida começa no início da sequência de pulsos e itera atra- vés da pluralidade de pulsos. Por exemplo, uma sequência de pulsos de gradiente pode incluir múltiplos pulsos de gradiente alvo. As ampli- tudes de cada um dos pulsos de gradiente alvo podem ser ajustadas para a determinação da sequência de pulsos de gradiente corrigida. O ajuste para qualquer pulso de gradiente pode ser baseado em pelo menos a amplitude de um pulso de gradiente precedente dentro da sequência de pulsos de gradiente.

[00163] Depois de ter iterado através de todos os pulsos da se- quência de pulsos, o processo pode ser iterado para a sequência de pulsos inteira pelo menos uma mais vez. O resultado da iteração pre- cedente é usado como a entrada para cada iteração subsequente. Por exemplo, o algoritmo pode ser executado uma primeira vez ao usar a sequência de pulsos alvo como entrada. O resultado da primeira itera- ção é uma primeira sequência de pulsos corrigida. A primeira sequên- cia de pulsos corrigida pode então ser usada como ponto de partida de uma segunda iteração onde uma segunda sequência de pulsos corri- gida é determinada ao usar a primeira sequência de pulsos corrigida e o modelo de histerese. As modalidades podem ser iterativas porque as correções feitas nas amplitudes de pulsos particulares na sequência de pulsos em uma primeira iteração podem afetar as amplitudes de pulsos precedentes na sequência de pulsos de uma maneira que não pode ser ajustada na primeira iteração. Desse modo, pelo menos uma segunda iteração pode ajudar a determinar uma sequência de pulsos corrigida mais exata. Qualquer número de iterações pode ser usado. No entanto, uma vez que as correções devidas à histerese são relati- vamente pequenas, algumas modalidades incluem somente duas ite- rações.

[00164] Em algumas modalidades, a determinação da sequência de pulsos corrigida pode incluir a adição de um ou mais pesos de um mo- delo de Preisach à amplitude de um ou mais pulsos de gradiente de uma sequência de pulsos de gradiente. Quais os pesos que são adici- onados às amplitudes de cada pulso da sequência de pulsos de gradi- ente alvo irão depender do estado do modelo de Preisach, tal como descrito acima.

[00165] Em algumas modalidades, a determinação da sequência de pulsos corrigida pode incluir o ajuste da frequência central ou da fase de um pulso de transmissão de RF e/ou a frequência ou a fase central de um pulso de recepção de RF. Isto ocorre porque, tal como discutido acima, a histerese causada por determinadas bobinas de gradiente pode afetar a intensidade de campo B0. Quando muda a intensidade de campo B0, muda a frequência de precessão dos átomos no pacien- te. Desse modo, a frequência central e/ou a fase do pulso de transmis- são de RF e/ou o pulso de transmissão de RF é ajustado para combi- nar a frequência de precessão alterada devido às mudanças no campo B0.

[00166] No ato 1806, o método 1800 inclui o controle, ao usar a se- quência de pulsos corrigida, de pelo menos uma bobina de gradiente para gerar um ou mais pulsos de gradiente para gerar as imagens de um paciente.

[00167] As FIGURAS 19A-B ilustram a melhoria no SNR que resulta da correção dos efeitos da histerese tal como descrito nesta descrição. A FIGURA 19A é uma imagem de MRI de um paciente resultante da imagem que não corrige os efeitos da histerese ao usar as sequências de pulsos corrigidas. A FIGURA 19B é uma imagem de MRI do mesmo paciente resultante da imagem que corrige os efeitos da histerese ao usar sequências de pulsos corrigidas. Um aumento de 15% no SNR é observado, o que resulta em imagens de MRI melhores que podem ser usadas para o diagnóstico clínico.

[00168] Tendo sido desse modo descritos vários aspectos e moda- lidades da tecnologia indicada na descrição, deve ser apreciado que várias alterações, modificações e melhorias irão ocorrer de imediato aos elementos versados na técnica. Tais alterações, modificações e melhorias devem estar dentro do caráter e âmbito da tecnologia des- crita no presente documento. Por exemplo, os elementos normalmente versados no estado da técnica irão vislumbrar de imediato uma varie- dade de outros meios e/ou estruturas para executar a função e/ou ob- ter os resultados e/ou uma ou mais das vantagens descritas no pre- sente documento, e cada uma de tais variações e/ou modificações é considerada como enquadrada dentro do âmbito das modalidades descritas no presente documento. Os elementos versados na técnica irão reconhecer, ou poderão verificar ao usar a experimentação não mais do que rotineira, muitos equivalentes às modalidades específicas descritas no presente documento. Portanto, deve ser compreendido que as modalidades acima são apresentadas apenas a título de exemplo e que, dentro do âmbito das reivindicações anexas e seus equivalentes, as modalidades da invenção podem ser praticadas de outra maneira que não aquela descrita especificamente. Além disso, qualquer combinação de duas ou mais características, sistemas, arti- gos, materiais, kits e/ou métodos descritos no presente documento, se tais características, sistemas, artigos, materiais, kits e/ou métodos não forem mutuamente inconsistentes, é incluída dentro do âmbito da pre- sente invenção.

[00169] As modalidades descritas acima podem ser implementadas em qualquer uma de numerosas maneiras. Um ou mais aspectos e modalidades da presente invenção que envolvem o desempenho dos processos ou dos métodos podem utilizar instruções de programa executáveis por um dispositivo (por exemplo, um computador, um pro- cessador, ou um outro dispositivo) para executar, ou controlar o de- sempenho, dos processos ou dos métodos. A este respeito, vários conceitos da invenção podem ser incorporados como um meio de ar- mazenamento que pode ser lido por computador (ou múltiplos meios de armazenamento que podem ser lidos por computador) (por exem- plo, um uma memória de computador, um ou mais discos flexíveis, discos compactos, discos ópticos, fitas magnéticas, memórias flash, configurações de circuito em Arranjos de Porta Programáveis de Cam- po ou outros dispositivos semicondutores, ou outros meios de armaze- namento em computador tangíveis) codificados com um ou mais pro- gramas que, quando executados em um ou mais computadores ou ou- tros processadores, executam os métodos que implementam uma ou mais das várias modalidades descritas acima. O meio ou meios que podem ser lidos por computador podem ser transportáveis, de maneira tal que o programa ou programas armazenados nos mesmos possam ser carregados em um ou mais computadores diferente ou outros pro- cessadores para executar os vários aspectos descritos acima. Em al- gumas modalidades, os meios que podem ser lidos por computador podem ser meios não transitórios.

[00170] Os termos "programa" ou "software" são usados no presen- te documento em um sentido genérico para se referir a qualquer tipo de código de computador ou conjunto de instruções executáveis por computador que podem ser empregadas para programar um computa- dor ou um outro processador para executar vários aspectos tal como descrito acima. Além disso, deve ser apreciado que, de acordo com um aspecto, um ou mais programas de computador que quando roda- dos executam métodos da presente invenção não precisam residir em um único computador ou processador, mas podem ser distribuídos de uma forma modular entre um número de computadores ou processa- dores diferentes para executar vários aspectos da presente invenção.

[00171] As instruções executáveis por computador podem estar em muitas formas, tais como módulos de programa, executados por um ou mais computadores ou outros dispositivos. Geralmente, os módulos de programa incluem rotinas, programas, objetos, componentes, estrutu- ras de dados, etc., que executam tarefas particulares ou executam ti- pos de dados abstratos particulares. Tipicamente a funcionalidade dos módulos de programa pode ser combinada ou distribuída tal como de- sejado em várias modalidades.

[00172] Além disso, as estruturas de dados podem ser armazena- das em meios que podem ser lidos por computador em qualquer forma apropriada. Para fins de simplificar a ilustração, as estruturas de dados podem ser mostradas como dotadas de campos que são relacionados através da localização na estrutura de dados. Tais relações podem ser analogamente obtidas mediante a atribuição de armazenamento para os campos com localizações em um meio que pode ser lido por com- putador que conduz a relação entre os campos. No entanto, qualquer mecanismo apropriado pode ser usado para estabelecer uma relação entre a informação nos campos de uma estrutura de dados, inclusive através do uso de apontadores, etiquetas ou outros mecanismos que estabelecem a relação entre os elementos de dados.

[00173] As modalidades descritas acima da presente invenção po- dem ser implementadas em qualquer uma de numerosas maneiras. Por exemplo, as modalidades podem ser implementadas ao usar hardware, software ou uma combinação dos mesmos. Quando imple- mentado em software, o código de software pode ser executado em qualquer processador apropriado ou coleção de processadores, quer seja provido em um único computador ou distribuído entre múltiplos computadores. Deve ser apreciado que qualquer componente ou cole- ção de componentes que executam as funções descritas acima podem ser genericamente considerados como um controlador que controla a função discutida acima. Um controlador pode ser implementado de numerosas maneiras, tal como com hardware dedicado, ou com hardware de finalidades gerais (por exemplo, um ou mais processado- res) que é programado ao usar o microcódigo ou o software para exe- cutar as funções recitadas acima, e pode ser implementado em uma combinação de maneiras quando o controlador corresponde a múlti- plos componentes de um sistema.

[00174] Além disso, deve ser apreciado que um computador pode ser incorporado em qualquer um de um número de formas, tais como um computador montado em uma estante, um computador do tipo desktop, um computador do tipo laptop, ou um computador do tipo ta- blet, como exemplos não limitadores. Além disso, um computador po- de ser embutido em um dispositivo não considerado geralmente como um computador mas com capacidades de processamento apropriadas, incluindo um Assistente Digital Pessoal (PDA), um smartphone ou qualquer outro dispositivo eletrônico portátil ou fixo apropriado.

[00175] Além disso, um computador pode ter um ou mais dispositi- vos de entrada e saída. Estes dispositivos podem ser usados, entre outras coisas, para apresentar uma interface do usuário. Os exemplos dos dispositivos de saída que podem ser usados para prover uma in- terface do usuário incluem impressoras ou telas de exibição para a apresentação visual da saída e alto-falantes ou outros dispositivos ge- radores de som para a apresentação audível de saída. Os exemplos dos dispositivos de entrada que podem ser usados para uma interface do usuário incluem teclados e dispositivos apontadores, tais como mouses, almofadas de toque e tabletes de digitação. Como um outro exemplo, um computador pode receber as informações de entrada através de reconhecimento de voz ou em outros formatos audíveis.

[00176] Tais computadores podem ser interconectados por uma ou mais redes de qualquer forma apropriada, incluindo uma rede de área local ou uma rede de área ampla, tal como uma rede de empresa, e uma rede inteligente (IN) ou a Internet. Tais redes podem ser basea- das em qualquer tecnologia apropriada e podem operar de acordo com qualquer protocolo apropriado e podem incluir redes sem fio, redes cabeadas ou redes de fibra óptica.

[00177] Além disso, tal como descrito, alguns aspectos podem ser incorporados como um ou mais métodos. Os atos executados como parte do método podem ser ordenados de qualquer maneira apropria- da. Por conseguinte, podem ser construídas modalidades em que os atos são executados em uma ordem diferente daquela ilustrada, o que pode incluir a execução de alguns atos simultaneamente, embora se- jam mostrados como atos sequenciais em modalidades ilustrativas.

[00178] Todas as definições, tal como definidas e usadas no pre- sente documento, devem ser compreendidas como predominantes em relação às definições de dicionários, as definições nos documentos incorporados a título de referência e/ou os significados comuns dos termos definidos.

[00179] Os artigos indefinidos "um" e "uma", tal como usados no presente documento no relatório descritivo e nas reivindicações, a me- nos que esteja indicado claramente de alguma outra maneira, devem ser compreendidos como significando "pelo menos um".

[00180] A expressão "e/ou", tal como usada no presente documento no relatório descritivo e nas reivindicações, deve ser compreendida como significando "qualquer um ou ambos" dos elementos assim uni- dos, isto é, os elementos que estão conjuntamente presentes em al-

guns casos e não conjuntamente presentes em outros casos. Os múl- tiplos elementos listados com "e/ou" devem ser interpretados da mes- ma forma, isto é, "um ou mais" dos elementos assim unidos. Outros elementos podem estar opcionalmente presentes com exceção dos elementos identificados especificamente pela cláusula "e/ou", que es- tejam relacionados ou não relacionados aos elementos identificados especificamente. Desse modo, como um exemplo não limitador, uma referência a "A e/ou B", quando usada conjuntamente com a lingua- gem de sentido aberto tal como "compreende" pode se referir, em um modalidade, apenas a A (incluindo opcionalmente elementos com ex- ceção de B); em uma outra modalidade, apenas a B (incluindo opcio- nalmente elementos com exceção de A); em contudo uma outra moda- lidade, A e B (incluindo opcionalmente outros elementos); etc.

[00181] Tal como usada no presente documento no relatório descri- tivo e nas reivindicações, a expressão "pelo menos um" em referência a uma lista de um ou mais elementos, deve ser compreendida como significando pelo menos um elemento selecionado de um ou mais dos elementos na lista de elementos, mas não necessariamente incluindo pelo menos um de cada elemento listado especificamente dentro da lista de elementos e não excluindo quaisquer combinações de elemen- tos na lista de elementos. Esta definição também permite que os ele- mentos possam estar opcionalmente presentes com exceção dos ele- mentos identificados especificamente dentro da lista de elementos aos quais se refere a expressão "pelo menos um", quer estejam relaciona- do ou não relacionados aos elementos identificados especificamente. Desse modo, como um exemplo não limitador, "pelo menos um de A e B" (ou, de modo equivalente, "pelo menos um de A ou B," ou de modo equivalente "pelo menos um de A e/ou B") pode se referir, em uma modalidade, a pelo menos um, opcionalmente incluindo mais de um, A, sem nenhum B presente (e incluindo opcionalmente elementos com excepção de B); em uma outra modalidade, pelo menos um, incluindo opcionalmente mais de um, B, sem nenhum A presente (e incluindo opcionalmente elementos com exceção de A); em contudo um outro modalidade, pelo menos um, incluindo opcionalmente mais de um, A, e pelo menos um, incluindo opcionalmente mais de um, B (e incluindo opcionalmente outros elementos); etc.

[00182] Além disso, a fraseologia e a terminologia usadas no pre- sente documento são para a finalidade de descrição e não devem ser consideradas como limitadoras. O uso de "incluindo", "compreenden- do" ou "tendo", "contendo", "envolvendo" e as suas variações no pre- sente documento devem englobar os itens listados a seguir disso e seus equivalentes, bem como itens adicionais.

[00183] Nas reivindicações, assim como no relatório descritivo aci- ma, todas as expressões transicionais tais como "que compreende", "que inclui", "que carrega", "que tem", "que contém", "que envolve", "que mantém", "que é composto de", e outras ainda, devem ser com- preendidas como de sentido aberto, isto é, que significam que incluem, mas sem ficar limitadas. Somente as expressões transicionais "que consiste em" e "que consistem essencialmente em" serão expressões transicionais de sentido fechado ou semifechado, respectivamente.

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Aparelho para o controle de pelo menos uma bobina de gradiente de um sistema de geração de imagem por ressonância magnética (MRI), caracterizado pelo fato de que compreende: pelo menos um processador de hardware de computador; e pelo menos um meio de armazenamento que pode ser lido por computador que armazena instruções executáveis por computador que, quando executadas por pelo menos um processador de hardware de computador, fazem com que pelo menos um processador de hardware de computador execute um método que compreende: a recepção da informação que especifica pelo menos uma sequência de pulsos alvo; a determinação de uma sequência de pulsos corrigida para o controle de pelo menos uma bobina de gradiente com base em pelo menos uma sequência de pulsos alvo e um modelo de histerese de magnetização induzida no sistema de MRI causada pela operação de pelo menos uma bobina de gradiente; e o controle, ao usar a sequência de pulsos corrigida, de pelo menos uma bobina de gradiente para gerar um ou mais pulsos de gra- diente para gerar imagens de um paciente.

2. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a sequência de pulsos corrigida inclui uma sequência de pulsos de gradiente corrigida e o controle de pelo menos uma bobi- na de gradiente compreende o acionamento de pelo menos uma bobi- na de gradiente com a sequência de pulsos de gradiente corrigida de maneira tal que uma intensidade de um campo de gradiente formado em pelo menos uma porção de uma região de geração de imagens do sistema de MRI é substancialmente igual a uma intensidade de campo magnético alvo que a sequência de pulsos alvo se destina a atingir.

3. Aparelho de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracte-

rizado pelo fato de que a determinação da sequência de pulsos corri- gida também é baseada em um estado atual do modelo de histerese.

4. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 3, caracterizado pelo fato de que o modelo de histerese com- preende uma pluralidade de pesos, uma respectiva pluralidade de va- lores de intensidade de campo magnético mais baixos e uma respecti- va pluralidade de valores de intensidade de campo magnético mais altos, em que cada um da pluralidade de pesos é associado com um valor respectivo da pluralidade de valores intensidade de campo mag- nético mais baixos e um valor respectivo dos valores de intensidade de campo magnético mais altos.

5. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 4, caracterizado pelo fato de que o modelo de histerese com- preende um modelo de Preisach.

6. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 5, caracterizado pelo fato de que cada um da pluralidade de pesos é determinado ao usar pelo menos uma medição da histerese obtida anteriormente que foi obtida com uma sonda de múltiplos ele- mentos.

7. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 6, caracterizado pelo fato de que o sistema de MRI inclui um jugo ferromagnético, e em que o modelo de histerese representa os efeitos da histerese induzidos pelo menos no jugo ferromagnético pela operação de pelo menos uma bobina de gradiente.

8. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 7, caracterizado pelo fato de que a determinação da sequên- cia de pulsos corrigida compreende a determinação iterativa da se- quência de pulsos corrigida.

9. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 8, caracterizado pelo fato de que a determinação iterativa da sequência de pulsos corrigida compreende: a determinação de uma a sequência de pulsos corrigida inicial com base na sequência de pulsos alvo e no modelo de histere- se; e a determinação de uma sequência de pulsos corrigida final com base no sequência de pulsos corrigida inicial e no modelo de his- terese, em que o controle de pelo menos uma bobina de gradiente compreende o acionamento de pelo menos uma bobina de gradiente com uma sequência de pulsos de gradiente final da sequência de pul- sos final de maneira tal que uma intensidade de um campo de gradien- te formado em pelo menos uma porção de uma região de geração de imagens do sistema de MRI é substancialmente igual a um valor da intensidade de campo magnético alvo.

10. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 9, caracterizado pelo fato de que a determinação da sequên- cia de pulsos corrigida compreende o ajuste de uma amplitude de um pulso dentro de uma sequência de pulsos de gradiente alvo da se- quência de pulsos alvo.

11. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 10, caracterizado pelo fato de que: a sequência de pulsos alvo compreende uma sequência de pulsos de gradiente alvo que compreende uma pluralidade de pulsos de gradiente alvo; a determinação da sequência de pulsos corrigida compre- ende a determinação de uma pluralidade de amplitudes de pulsos cor- rigida para uma pluralidade de pulsos de gradiente corrigidos de uma sequência de pulsos de gradiente corrigida; e a determinação de uma primeira amplitude de pulso corrigi- da de um primeiro pulso de gradiente corrigido é baseada em pelo menos uma segunda amplitude de pulso corrigida de um segundo pul- so de gradiente corrigido que ocorre na sequência de pulsos de gradi- ente corrigida antes do primeiro pulso de gradiente corrigido.

12. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 11, caracterizado pelo fato de que a determinação da se- quência de pulsos de gradiente corrigida compreende a determinação de uma amplitude de cada pulso da sequência de pulsos corrigida me- diante a iteração de um pulso de gradiente inicial da sequência de pul- sos de gradiente corrigida a um pulso de gradiente final da sequência de pulsos de gradiente corrigida, em que a amplitude de um pulso de gradiente corrigido particular da sequência de pulsos de gradiente cor- rigida é baseada em pelo menos um pulso de gradiente corrigido ante- rior da sequência de pulsos de gradiente corrigida.

13. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 12, caracterizado pelo fato de que a determinação da se- quência de pulsos corrigida compreende a determinação de uma se- quência de pulsos de radiofrequência (RF) de transmissão corrigida usada para controlar uma bobina de transmissão de RF e/ou uma se- quência de pulsos de RF de recepção corrigida usada para controlar uma Bobina de recepção de RF.

14. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 13, caracterizado pelo fato de que: a determinação de uma sequência de pulsos de RF de transmissão corrigida compreende o ajuste de uma frequência central ou fase de um pulso de RF de transmissão da sequência de pulsos de RF de transmissão corrigida; e a determinação de uma sequência de pulsos de RF de re- cepção corrigida compreende o ajuste de uma frequência central ou fase de um pulso de RF de recepção de uma sequência de pulsos de RF de recepção corrigida.

15. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 14, caracterizado pelo fato de que ainda compreende o sis- tema de MRI.

16. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 15, caracterizado pelo fato de que ainda compreende pelo menos uma bobina de gradiente.

17. Aparelho de acordo com a qualquer uma das reivindi- cações 1 a 16, caracterizado pelo fato de que o sistema de MRI com- preende um jugo ferromagnético.

18. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 17, caracterizado pelo fato de que o jugo ferromagnético compreende: uma primeira placa que compreende material ferromagnéti- co; uma segunda placa que compreende material ferromagné- tico; e um quadro que compreende material ferromagnético aco- plada à primeira placa e à segunda placa.

19. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 18, caracterizado pelo fato de que o quadro compreende uma pluralidade de suportes, em que cada um da pluralidade de suportes compreende material ferromagnético e é espaçado de um suporte ad- jacente por uma abertura.

20. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 19, caracterizado pelo fato de que o quadro compreende uma primeira porção de braço que compreende material ferromagnético acoplada à primeira placa e uma segunda porção de braço que com- preende material ferromagnético acoplada à segunda placa, e em que a pluralidade de suportes é acoplada entre a primeira porção de braço e a segunda porção de braço.

21. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 20, caracterizado pelo fato de que a abertura é um entreferro.

22. Aparelho de acordo com a reivindicação 18 ou qual- quer uma das reivindicações 1 a 21, caracterizado pelo fato de que o quadro é substancialmente em forma de C.

23. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 22, caracterizado pelo fato de que a primeira placa e a se- gunda placa são substancialmente circulares.

24. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 23, caracterizado pelo fato de que o jugo ferromagnético compreende pelo menos uma porção feita de aço com baixo teor de carbono, aço ao cobalto (CoFe) e/ou aço ao silício.

25. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 24, caracterizado pelo fato de que o sistema de MRI é um sistema de MRI de campo baixo.

26. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 25, caracterizado pelo fato de que uma intensidade de campo magnético B0 do sistema de MRI é igual a ou menor do que cerca de 0,2 T.

27. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 26, caracterizado pelo fato de que uma intensidade de campo magnético B0 do sistema de MRI é igual a ou menor do que cerca de 0,1 T e maior do que ou igual a cerca de 50 mT.

28. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 27, caracterizado pelo fato de que uma intensidade de campo magnético B0 do sistema de MRI é igual a ou menor do que cerca de 20 mT e maior do que ou igual a cerca de 10 mT.

29. Método de controle de pelo menos uma bobina de gra- diente de um sistema de geração de imagem por ressonância magné- tica (MRI), caracterizado pelo fato de que compreende:

receber a informação que especifica pelo menos uma se- quência de pulsos alvo; determinar uma sequência de pulsos corrigida para o con- trole de pelo menos uma bobina de gradiente com base em pelo me- nos uma sequência de pulsos alvo e um modelo de histerese de mag- netização induzida no sistema de MRI causada pela operação de pelo menos uma bobina de gradiente; e controlar, ao usar a sequência de pulsos corrigida, pelo menos uma bobina de gradiente para gerar um ou mais pulsos de gra- diente para gerar imagens de um paciente.

30. Método de acordo com a reivindicação 29, caracteriza- do pelo fato de que a sequência de pulsos corrigida inclui uma se- quência de pulsos de gradiente corrigida e o controle de pelo menos uma bobina de gradiente compreende o acionamento de pelo menos uma bobina de gradiente com a sequência de pulsos de gradiente cor- rigida de maneira tal que uma intensidade de um campo de gradiente formado em pelo menos uma porção de uma região de geração de imagens do sistema de MRI é substancialmente igual a uma intensida- de de campo magnético alvo que a sequência de pulsos alvo se desti- na a atingir.

31. Método de acordo com a reivindicação 29 ou 30, carac- terizado pelo fato de que a determinação da sequência de pulsos cor- rigida também é baseada em um estado atual do modelo de histerese.

32. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 31, caracterizado pelo fato de que o modelo de histerese compreende uma pluralidade de pesos, uma respectiva pluralidade de valores de intensidade de campo magnético mais baixos e uma res- pectiva pluralidade de valores de intensidade de campo magnético mais altos, em que cada um da pluralidade de pesos é associado com um valor respectivo da pluralidade de valores de intensidade de campo magnético mais baixos e um valor respectivo dos valores de intensida- de de campo magnético mais altos.

33. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 32, caracterizado pelo fato de que o modelo de histerese compreende um modelo de Preisach.

34. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 33, caracterizado pelo fato de que cada um da pluralidade de pesos é determinado ao usar pelo menos uma medição da histere- se obtida anteriormente que foi obtida com uma sonda de múltiplos elementos.

35. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 34, caracterizado pelo fato de que o sistema de MRI inclui um jugo ferromagnético, e em que o modelo de histerese representa os efeitos da histerese induzidos pelo menos no jugo ferromagnético pela operação de pelo menos uma bobina de gradiente.

36. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 35, caracterizado pelo fato de que a determinação da se- quência de pulsos corrigida compreende a determinação iterativa da sequência de pulsos corrigida.

37. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 1 a 36, caracterizado pelo fato de que a determinação iterativa da sequência de pulsos corrigida compreende: determinar uma sequência de pulsos corrigida inicial com base na sequência de pulsos alvo e no modelo de histerese; e determinar uma sequência de pulsos corrigida final com base na sequência de pulsos corrigida inicial e no modelo de histere- se, em que o controle de pelo menos uma bobina de gradiente compreende o acionamento de pelo menos uma bobina de gradiente com uma sequência de pulsos de gradiente final da sequência de pul-

sos final de maneira tal que uma intensidade de um campo de gradien- te formado em pelo menos uma porção de uma região de geração de imagens do sistema de MRI é substancialmente igual a um valor da intensidade de campo magnético alvo.

38. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 37, caracterizado pelo fato de que a determinação da se- quência de pulsos corrigida compreende o ajuste de uma amplitude de um pulso dentro de uma sequência de pulsos de gradiente alvo da se- quência de pulsos alvo.

39. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 38, caracterizado pelo fato de que: a sequência de pulsos alvo compreende uma sequência de pulsos de gradiente alvo que compreende uma pluralidade de pulsos de gradiente alvo; determinar a sequência de pulsos corrigida compreende a determinação de uma pluralidade de amplitudes de pulsos corrigida para uma pluralidade de pulsos de gradiente corrigidos de uma se- quência de pulsos de gradiente corrigida; e determinar uma primeira amplitude de pulso corrigida de um primeiro pulso de gradiente corrigido é baseada em pelo menos uma segunda amplitude de pulso corrigida de um segundo pulso de gradiente corrigido que ocorre na sequência de pulsos de gradiente corrigida antes do primeiro pulso de gradiente corrigido.

40. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 39, caracterizado pelo fato de que a determinação da se- quência de pulsos de gradiente corrigida compreende a determinação de uma amplitude de cada pulso da sequência de pulsos corrigida me- diante a iteração de um pulso de gradiente inicial da sequência de pul- sos de gradiente corrigida a um pulso de gradiente final da sequência de pulsos de gradiente corrigida, em que a amplitude de um pulso de gradiente corrigido particular da sequência de pulsos de gradiente cor- rigida é baseada em pelo menos um pulso de gradiente corrigido ante- rior da sequência de pulsos de gradiente corrigida.

41. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 40, caracterizado pelo fato de que a determinação da se- quência de pulsos corrigida compreende a determinação de uma se- quência de pulsos de radiofrequência (RF) de transmissão corrigida usada para controlar uma bobina de transmissão de RF e/ou uma se- quência de pulsos de RF de recepção corrigida usada para controlar uma bobina de recepção de RF.

42. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 41, caracterizado pelo fato de que: determinar uma sequência de pulsos de RF de transmis- são corrigida compreende o ajuste de uma frequência central ou fase de um pulso de RF de transmissão da sequência de pulsos de RF de transmissão corrigida; e determinar uma sequência de pulsos de RF de recepção corrigida compreende o ajuste de uma frequência central ou fase de um pulso de RF de recepção da sequência de pulsos de RF de recep- ção corrigida.

43. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 42, caracterizado pelo fato de que o sistema de MRI com- preende um jugo ferromagnético.

44. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 43, caracterizado pelo fato de que o jugo ferromagnético compreende: uma primeira placa que compreende material ferromagnéti- co; uma segunda placa que compreende material ferromagné- tico; e um quadro que compreende material ferromagnético aco- plada à primeira placa e à segunda placa.

45. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 44, caracterizado pelo fato de que o quadro compreende uma pluralidade de suportes, em cada um da pluralidade de suportes compreende material ferromagnético e é espaçado de um suporte ad- jacente por uma abertura.

46. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 45, caracterizado pelo fato de que o quadro compreende uma primeira porção de braço que compreende material ferromagnéti- co acoplada à primeira placa e uma segunda porção de braço que compreende material ferromagnético acoplada à segunda placa, e em que a pluralidade de suportes é acoplada entre a primeira porção de braço e a segunda porção de braço.

47. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 46, caracterizado pelo fato de que a abertura é um entrefer- ro.

48. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 47, caracterizado pelo fato de que o quadro é substancial- mente em forma de C.

49. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 48, caracterizado pelo fato de que a primeira placa e a se- gunda placa são substancialmente circulares.

50. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 49, caracterizado pelo fato de que o jugo ferromagnético compreende pelo menos uma porção feita de aço com baixo teor de carbono, aço ao cobalto (CoFe) e/ou aço ao silício.

51. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 50, caracterizado pelo fato de que o sistema de MRI é um sistema de MRI de campo baixo.

52. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 51, caracterizado pelo fato de que uma intensidade de cam- po magnético B0 do sistema de MRI é igual a ou menor do que cerca de 0,2 T.

53. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 52, caracterizado pelo fato de que uma intensidade de cam- po magnético B0 do sistema de MRI é igual a ou menor do que cerca de 0,1 T e maior do que ou igual a cerca de 50 mT.

54. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 29 a 53, caracterizado pelo fato de que uma intensidade de cam- po magnético B0 do sistema de MRI é igual a ou menor do que cerca de 20 mT e maior do que ou igual a cerca de 10 mT.

55. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador que armazena instruções executáveis por computador caracteri- zado pelo fato de que, quando executadas por pelo menos um proces- sador de hardware de computador, acarreta pelo menos um processa- dor de hardware de computador executar um método de controle de pelo menos uma bobina de gradiente de um sistema de geração de imagem por ressonância magnética (MRI), que compreende: a recepção da informação que especifica pelo menos uma sequência de pulsos alvo; a determinação de uma sequência de pulsos corrigida para o controle de pelo menos uma bobina de gradiente com base em pelo menos uma sequência de pulsos alvo e um modelo de histerese de magnetização induzida no sistema de MRI causada pela operação de pelo menos uma bobina de gradiente; e o controle, ao usar a sequência de pulsos corrigida, de pelo menos uma bobina de gradiente para gerar um ou mais pulsos de gra- diente para gerar imagens de um paciente.

56. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu-

tador de acordo com a reivindicação 55, caracterizado pelo fato de que a sequência de pulsos corrigida inclui uma sequência de pulsos de gradiente corrigida e o controle de pelo menos uma bobina de gradien- te compreende o acionamento de pelo menos uma bobina de gradien- te com a sequência de pulsos de gradiente corrigida de maneira tal que uma intensidade de um campo de gradiente formado em pelo me- nos uma porção de uma região de geração de imagens do sistema de MRI é substancialmente igual a uma intensidade de campo magnético alvo que a sequência de pulsos alvo se destina a atingir.

57. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com a reivindicação 55 ou 56, caracterizado pelo fato de que a determinação da sequência de pulsos corrigida também é baseada em um estado atual do modelo de histerese.

58. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 57, carac- terizado pelo fato de que o modelo de histerese compreende uma plu- ralidade de pesos, uma respectiva pluralidade de valores de intensida- de de campo magnético mais baixos e uma respectiva pluralidade de valores de intensidade de campo magnético mais altos, em que cada um da pluralidade de pesos é associado com um valor respectivo da pluralidade de valores intensidade de campo magnético mais baixos e um valor respectivo dos valores de intensidade de campo magnético mais altos.

59. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 58, carac- terizado pelo fato de que o modelo de histerese compreende um mo- delo de Preisach.

60. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 59, carac- terizado pelo fato de que cada um da pluralidade de pesos é determi-

nado ao usar pelo menos uma medição da histerese obtida anterior- mente que foi obtida com uma sonda de múltiplos elementos.

61. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 60, carac- terizado pelo fato de que o sistema de MRI inclui um jugo ferromagné- tico, e em que o modelo de histerese representa os efeitos da histere- se induzidos pelo menos no jugo ferromagnético pela operação de pe- lo menos uma bobina de gradiente.

62. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 61, carac- terizado pelo fato de que a determinação da sequência de pulsos cor- rigida compreende a determinação iterativa da sequência de pulsos corrigida.

63. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 62, carac- terizado pelo fato de que a determinação iterativa da sequência de pulsos corrigida compreende: a determinação de uma a sequência de pulsos corrigida inicial com base na sequência de pulsos alvo e o modelo de histerese; e a determinação de uma sequência de pulsos corrigida final com base no sequência de pulsos corrigida inicial e no modelo de his- terese, em que o controle de pelo menos uma bobina de gradiente compreende o acionamento de pelo menos uma bobina de gradiente com uma sequência de pulsos de gradiente final da sequência de pul- sos final de maneira tal que uma intensidade de um campo de gradien- te formado em pelo menos uma porção de uma região de geração de imagens do sistema de MRI é substancialmente igual a um valor da intensidade de campo magnético alvo.

64. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 63, carac- terizado pelo fato de que a determinação da sequência de pulsos cor- rigida compreende o ajuste de uma amplitude de um pulso dentro de uma sequência de pulsos de gradiente alvo da sequência de pulsos alvo.

65. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 64, carac- terizado pelo fato de que: a sequência de pulsos alvo compreende uma sequência de pulsos de gradiente alvo que compreende uma pluralidade de pulsos de gradiente alvo; a determinação da sequência de pulsos corrigida compre- ende a determinação de uma pluralidade de amplitudes de pulsos cor- rigida para uma pluralidade de pulsos de gradiente corrigidos de uma sequência de pulsos de gradiente corrigida; e a determinação de uma primeira amplitude de pulso corrigi- da de um primeiro pulso de gradiente corrigido é baseada em pelo menos uma segunda amplitude de pulso corrigida de um segundo pul- so de gradiente corrigido que ocorre na sequência de pulsos de gradi- ente corrigida antes do primeiro pulso de gradiente corrigido.

66. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 65, carac- terizado pelo fato de que a determinação da sequência de pulsos de gradiente corrigida compreende a determinação de uma amplitude de cada pulso da sequência de pulsos corrigida mediante a iteração de um pulso de gradiente inicial da sequência de pulsos de gradiente cor- rigida a um pulso de gradiente final da sequência de pulsos de gradi- ente corrigida, em que a amplitude de um pulso de gradiente corrigido particular da sequência de pulsos de gradiente corrigida é baseada em pelo menos um pulso de gradiente corrigido anterior da sequência de pulsos de gradiente corrigida.

67. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 66, carac- terizado pelo fato de que a determinação da sequência de pulsos cor- rigida compreende a determinação de uma sequência de pulsos de radiofrequência (RF) de transmissão corrigida usada para controlar uma bobina de transmissão de RF e/ou uma sequência de pulsos de RF de recepção corrigida usada para controlar uma bobina de recep- ção de RF.

68. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 67, carac- terizado pelo fato de que: a determinação de uma sequência de pulsos de RF de transmissão corrigida compreende o ajuste de uma frequência central ou fase de um pulso de RF de transmissão da sequência de pulsos de RF de transmissão corrigida; e a determinação de uma sequência de pulsos de RF de re- cepção corrigida compreende o ajuste de uma frequência central ou fase de um pulso de RF de recepção de uma sequência de pulsos de RF de recepção corrigida.

69. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 68, carac- terizado pelo fato de que o sistema de MRI compreende um jugo fer- romagnético.

70. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 69, carac- terizado pelo fato de que o jugo ferromagnético compreende: uma primeira placa que compreende material ferromagnéti- co;

uma segunda placa que compreende material ferromagné- tico; e um quadro que compreende material ferromagnético aco- plada à primeira placa e à segunda placa.

71. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 70, carac- terizado pelo fato de que o quadro compreende uma pluralidade de suportes, cada um da pluralidade de suportes compreende material ferromagnético e é espaçado de um suporte adjacente por uma aber- tura.

72. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 71, carac- terizado pelo fato de que o quadro compreende uma primeira porção de braço que compreende material ferromagnético acoplada à primeira placa e uma segunda porção de braço que compreende material fer- romagnético acoplada à segunda placa, e em que a pluralidade de su- portes é acoplada entre a primeira porção de braço e a segunda por- ção de braço.

73. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 72, carac- terizado pelo fato de que a abertura é um entreferro.

74. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 73, carac- terizado pelo fato de que o quadro é substancialmente em forma de C.

75. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 74, carac- terizado pelo fato de que a primeira placa e a segunda placa são subs- tancialmente circulares.

76. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 75, carac-

terizado pelo fato de que o jugo ferromagnético compreende pelo me- nos uma porção feita do aço com baixo teor de carbono, aço ao cobal- to (CoFe) e/ou aço ao silício.

77. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 76, carac- terizado pelo fato de que o sistema de MRI é um sistema de MRI de campo baixo.

78. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 77, carac- terizado pelo fato de que uma intensidade de campo magnético B0 do sistema de MRI é igual a ou menor do que cerca de 0,2 T.

79. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 78, carac- terizado pelo fato de que uma intensidade de campo magnético B0 do sistema de MRI é igual a ou menor do que cerca de 0,1 T e maior do que ou igual a cerca de 50 mT.

80. Meio de armazenamento que pode ser lido por compu- tador de acordo com qualquer uma das reivindicações 55 a 79, carac- terizado pelo fato de que uma intensidade de campo magnético B0 do sistema de MRI é igual a ou menor do que cerca de 20 mT e maior do que ou igual a cerca de 10 mT.

81. Método de medição da histerese em um sistema de geração de imagem por ressonância magnética (MRI) que compreen- de pelo menos uma bobina de gradiente, caracterizado pelo fato de que compreende: controlar pelo menos uma bobina de gradiente ao usar uma primeira sequência de pulsos que compreende uma primeira plu- ralidade de pulsos; medir, ao usar uma sonda de RF de múltiplos elementos colocada em uma região de geração de imagens do sistema de MRI,

uma primeira pluralidade de intensidades de campo magnético na re- gião de geração de imagens do sistema de MRI, em que cada uma da primeira pluralidade de intensidades de campo magnético resulta, pelo menos em parte, de um respectivo pulso da primeira pluralidade de pulsos da primeira sequência de pulsos; estimar parâmetros de um modelo de histerese com base na primeira pluralidade medida de intensidades de campo magnético; e armazenar os parâmetros do modelo de histerese.

82. Método de acordo com a reivindicação 81, caracteri- zado pelo fato de que ainda compreende o acesso a menos um valor de parâmetro que especifica a primeira sequência de pulsos.

83. Método de acordo com a reivindicação 81 ou 82, carac- terizado pelo fato de que a medição da primeira pluralidade de intensi- dades de campo magnético é executada depois do controle de pelo menos uma bobina de gradiente ao usar a primeira sequência de pul- sos de maneira tal que pelo menos uma bobina de gradiente não fica gerando um campo magnético enquanto é medida a primeira plurali- dade de intensidades de campo magnético.

84. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 83, caracterizado pelo fato de que pelo menos alguns pulsos da primeira pluralidade de pulsos diminuem na amplitude com o pas- sar do tempo.

85. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 84, caracterizado pelo fato de que pelo menos alguns pulsos da primeira pluralidade de pulsos aumentam na amplitude com o pas- sar do tempo.

86. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 85, caracterizado pelo fato de que o armazenamento dos parâmetros do modelo de histerese compreende o armazenamento de uma pluralidade de pesos com base na primeira pluralidade de inten- sidades de campo magnético, uma pluralidade de valores de intensi- dade de campo magnético mais baixos, e uma pluralidade de intensi- dade de campo magnético mais altos, em que cada peso da pluralida- de de pesos é associado com um valor da pluralidade de valores de intensidade de campo magnético mais baixos e um valor da pluralida- de de valores de intensidade de campo magnético mais altos.

87. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 86, caracterizado pelo fato de que a estimativa dos pesos do modelo de histerese compreende a estimativa de cada peso da plura- lidade de pesos com base em uma diferença entre a primeira intensi- dade de campo magnético e uma intensidade de campo magnético alvo.

88. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 87, caracterizado pelo fato de que ainda compreende, de- pois da medição da primeira pluralidade de intensidades de campo magnético: controlar pelo menos uma bobina de gradiente com uma segunda sequência de pulsos que compreende uma segunda plurali- dade de pulsos; medir, ao usar a sonda de múltiplos elementos, de uma se- gunda pluralidade de intensidades de campo magnético na região de geração de imagem, em que cada uma da segunda pluralidade de in- tensidades de campo magnético resulta, pelo menos em parte, de um respectivo pulso da segunda pluralidade de pulsos da segunda se- quência de pulsos; e atualizar a pluralidade de pesos com base nas segundas intensidades de campo magnético.

89. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 88, caracterizado pelo fato de que ainda compreende:

controlar iterativamente pelo menos uma bobina de gradi- ente com uma sequência de pulsos subsequente que compreende uma pluralidade de pulsos, em que uma primeira iteração compreende o controle de pelo menos uma bobina de gradiente com a primeira se- quência de pulsos; medir iterativamente, ao usar a sonda de múltiplos elemen- tos, uma pluralidade subsequente de intensidades de campo magnéti- co, em que cada uma da pluralidade subsequente de intensidades de campo magnético resulta de um respectivo pulso da pluralidade de pulsos na sequência de pulsos subsequente; e atualizar a pluralidade de pesos com base na pluralidade subsequente de intensidades de campo magnético.

90. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 89, caracterizado pelo fato de que ainda compreende o con- trole de uma bobina de radiofrequência (RF) do sistema de MRI com um pulso de acionamento de RF antes de cada pulso da primeira plu- ralidade de pulsos da primeira sequência de pulsos.

91. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 90, caracterizado pelo fato de que inclui uma janela de leitu- ra depois de cada pulso de acionamento de RF e o respectivo pulso da primeira pluralidade de pulsos de acionamento da primeira sequência de pulsos.

92. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 91, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma bobina de gradiente compreende uma bobina de gradiente x, uma bobina de gradiente y e uma bobina de gradiente z.

93. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 92, caracterizado pelo fato de que a primeira sequência de pulsos compreende uma subsequência de pulsos de acionamento de gradiente x, uma subsequência de pulsos de acionamento de gradien-

te y e uma subsequência de pulsos de acionamento de gradiente z.

94. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 93, caracterizado pelo fato de que ainda compreende a co- locação da sonda de RF de múltiplos elementos no isocentro do sis- tema de MRI.

95. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 94, caracterizado pelo fato de que a sonda de RF de múlti- plos elementos compreende uma pluralidade de elementos de recep- ção de RF.

96. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 95, caracterizado pelo fato de que cada um da pluralidade de elementos de recepção de RF compreende uma bobina.

97. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 96, caracterizado pelo fato de que a sonda de RF de múlti- plos elementos compreende uma pluralidade de amostras de líquido, em que cada uma da pluralidade de amostras de líquido é contida den- tro de uma respectiva bobina da pluralidade de elementos de recepção de RF.

98. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 97, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido compreende ágar.

99. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 98, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido compreende sulfato de cobre.

100. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 99, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido compreende óleo mineral.

101. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 100, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido é uma amostra de gel.

102. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 101, caracterizado pelo fato de que cada bobina da plurali- dade de elementos de recepção de RF compreende um solenoide de Litz de duas camadas.

103. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 102, caracterizado pelo fato de que a sonda de múltiplos elementos compreende uma bobina de transmissão de RF.

104. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 103, caracterizado pelo fato de que a bobina de transmissão de RF é uma bobina cilíndrica maior do que cada uma da pluralidade de elementos de recepção de RF.

105. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 81 a 104, caracterizado pelo fato de que a pluralidade de elemen- tos de recepção de RF é posicionada dentro da bobina de transmissão de RF.

106. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador que armazena instruções executáveis por computador carac- terizado pelo fato de que, quando executadas por pelo menos um pro- cessador de hardware de computador, acarretam pelo menos um pro- cessador de hardware de computador executar um método de medi- ção da histerese em um sistema de geração de imagem por ressonân- cia magnética (MRI) que compreende pelo menos uma bobina de gra- diente, que compreende: o controle de pelo menos uma bobina de gradiente ao usar uma primeira sequência de pulsos que compreende uma primeira plu- ralidade de pulsos; a medição, ao usar uma sonda de RF de múltiplos elemen- tos colocada em uma região de geração de imagens do sistema de MRI, de uma primeira pluralidade de intensidades de campo magnéti- co na região de geração de imagens do sistema de MRI, em que cada uma da primeira pluralidade de intensidades de campo magnético re- sulta, pelo menos em parte, de um pulso respectiva da primeira plura- lidade de pulsos da primeira sequência de pulsos; a estimativa dos parâmetros de um modelo de histerese com base na primeira pluralidade medida de intensidades de campo magnético; e o armazenamento dos parâmetros do modelo de histerese.

107. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com a reivindicação 106, caracterizado pelo fato de que o método ainda compreende o acesso a pelo menos um valor de parâmetro que especifica a primeira sequência de pulsos.

108. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com a reivindicação 106 ou 107, caracterizado pelo fato de que a medição da primeira pluralidade de intensidades de campo magnético é executada depois do controle de pelo menos uma bobina de gradiente ao usar a primeira sequência de pulsos de manei- ra de maneira tal que pelo menos uma bobina de gradiente não fica gerando um campo magnético enquanto é medida a primeira plurali- dade de intensidades de campo magnético.

109. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 108, caracterizado pelo fato de que pelo menos alguns pulsos da primeira pluralidade de pulsos diminuem na amplitude com o passar do tempo.

110. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 109, caracterizado pelo fato de que pelo menos alguns pulsos da primeira pluralidade de pulsos aumentam na amplitude com o passar do tempo.

111. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 110, caracterizado pelo fato de que o armazenamento dos parâmetros do modelo de histerese compreende o armazenamento de uma pluralida- de de pesos com base na primeira pluralidade de intensidades de campo magnético, uma pluralidade de valores da intensidade de cam- po magnético mais baixos, e uma pluralidade de valores da intensida- de de campo magnético mais altos, em que cada peso da pluralidade de pesos é associado com um valor da pluralidade de valores da in- tensidade de campo magnético mais baixos e um valor da pluralidade de valores de intensidade de campo magnético mais altos.

112. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 111, caracterizado pelo fato de que a estimativa dos pesos do modelo de histerese compreende a estimativa de cada peso da pluralidade de pesos com base em uma diferença entre a primeira intensidade de campo magnético e uma intensidade de campo magnético alvo.

113. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 112, caracterizado pelo fato de que o método ainda compreende, depois da medição da primeira pluralidade de intensidades de campo magnético: o controle de pelo menos uma bobina de gradiente com uma segunda sequência de pulsos que compreende uma segunda plu- ralidade de pulsos; a medição, ao usar a sonda de múltiplos elementos, de uma segunda pluralidade de intensidades de campo magnético na re- gião de geração de imagem, em que cada um da segunda pluralidade de intensidades de campo magnético resulta, pelo menos em parte, de um respectivo pulso da segunda pluralidade de pulsos da segunda se- quência de pulsos; e a atualização da pluralidade de pesos com base nas se- gundas intensidades de campo magnético.

114. Meio de armazenamento que pode ser lido por com-

putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 113, caracterizado pelo fato de que o método ainda compreende: o controle iterativo de pelo menos uma bobina de gradiente com uma sequência de pulsos subsequente que compreende uma plu- ralidade de pulsos, em que uma primeira iteração compreende o con- trole de pelo menos uma bobina de gradiente com a primeira sequên- cia de pulsos; a medição iterativa, ao usar a sonda de múltiplos elemen- tos, de uma pluralidade subsequente de intensidades de campo mag- nético, em que cada um da pluralidade subsequente de intensidades de campo magnético resulta de um respectivo pulso da pluralidade de pulsos na sequência de pulsos subsequente; e a atualização iterativa da pluralidade de pesos com base na pluralidade subsequente de intensidades de campo magnético.

115. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 114, caracterizado pelo fato de que o método ainda compreende o controle de uma bobina de radiofrequência (RF) do sistema de MRI com um pulso de acionamento de RF antes de cada pulso da primeira plurali- dade de pulsos da primeira sequência de pulsos.

116. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 115, caracterizado pelo fato de que o método ainda compreende a inclusão de uma janela de leitura depois de cada pulso de acionamento de RF e do respectivo pulso da primeira pluralidade de pulsos de acionamen- to da primeira sequência de pulsos.

117. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 116, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma bobina de gradiente compreende uma bobina de gradiente x, uma bobina de gradiente y e uma bobina de gradiente z.

118. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 117, caracterizado pelo fato de que a primeira sequência de pulsos com- preende uma subsequência de pulsos de acionamento de gradiente x, uma subsequência de pulsos de acionamento de gradiente y e uma subsequência de pulsos de acionamento de gradiente z.

119. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 118, caracterizado pelo fato de que o método ainda compreende a coloca- ção da sonda de RF de múltiplos elementos no isocentro do sistema de MRI.

120. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 119, caracterizado pelo fato de que a sonda de RF de múltiplos elementos compreende uma pluralidade de elementos de recepção de RF.

121. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 120, caracterizado pelo fato de que cada um da pluralidade de elementos de recepção de RF compreende uma bobina.

122. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 121, caracterizado pelo fato de que a sonda de RF de múltiplos elementos compreende uma pluralidade de amostras de líquido, em que cada uma da pluralidade de amostras de líquido é contida dentro de uma respectiva bobina da pluralidade de elementos de recepção de RF.

123. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 122, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líqui- do compreende ágar.

124. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 123, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líqui- do compreende sulfato de cobre.

125. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 124, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líqui- do compreende óleo mineral.

126. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 125, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líqui- do é uma amostra de gel.

127. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 126, caracterizado pelo fato de que cada bobina da pluralidade de elemen- tos de recepção de RF compreende um solenoide de Litz de duas ca- madas.

128. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 127, caracterizado pelo fato de que a sonda de múltiplos elementos com- preende uma bobina de transmissão de RF.

129. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 128, caracterizado pelo fato de que a bobina de transmissão de RF é uma bobina cilíndrica maior do que cada um da pluralidade de elementos de recepção de RF.

130. Meio de armazenamento que pode ser lido por com- putador de acordo com qualquer uma das reivindicações 106 a 129, caracterizado pelo fato de que a pluralidade de elementos de recepção de RF é posicionada dentro da bobina de transmissão de RF.

131. Aparelho para o controle de pelo menos uma bobina de gradiente de um sistema de geração de imagem por ressonância magnética (MRI), caracterizado pelo fato de que compreende: pelo menos um processador de hardware de computador; e pelo menos um meio de armazenamento que pode ser lido por computador que armazena instruções executáveis por computador que, quando executadas por pelo menos um processador de hardware de computador, fazem com que pelo menos um processador de hardware de computador execute um método que compreende: o controle de pelo menos uma bobina de gradiente ao usar uma primeira sequência de pulsos que compreende uma primeira plu- ralidade de pulsos; a medição, ao usar uma sonda de RF de múltiplos elemen- tos colocada em uma região de geração de imagens do sistema de MRI, de uma primeira pluralidade de intensidades de campo magnéti- co na região de geração de imagens do sistema de MRI, em que cada uma da primeira pluralidade de intensidades de campo magnético re- sulta, pelo menos em parte, de um respectivo pulso da primeira plura- lidade de pulsos da primeira sequência de pulsos; a estimativa dos parâmetros de um modelo de histerese com base na primeira pluralidade medida de intensidades de campo magnético; e o armazenamento dos parâmetros do modelo de histerese.

132. Aparelho de acordo com a reivindicação 131, caracte- rizado pelo fato de que o método ainda compreende o acesso a pelo menos um valor de parâmetro que especifica a primeira sequência de pulsos.

133. Aparelho de acordo com a reivindicação 131 ou 132, caracterizado pelo fato de que a medição da primeira pluralidade de intensidades de campo magnético é executada depois do controle de pelo menos uma bobina de gradiente ao usar a primeira sequência de pulsos de maneira tal que pelo menos uma bobina de gradiente não fica gerando um campo magnético enquanto é medida a primeira plu- ralidade de intensidades de campo magnético.

134. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 133, caracterizado pelo fato de que pelo menos alguns pulsos da primeira pluralidade de pulsos diminuem na amplitude com o passar do tempo.

135. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 134, caracterizado pelo fato de que pelo menos alguns pulsos da primeira pluralidade de pulsos aumentam na amplitude com o passar do tempo.

136. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 135, caracterizado pelo fato de que o armazenamento dos parâmetros de modelo de histerese compreende o armazenamento de uma pluralidade de pesos com base na primeira pluralidade de inten- sidades de campo magnético, uma pluralidade de valores da intensi- dade de campo magnético mais baixos, e uma pluralidade de valores da intensidade de campo magnético mais altos, e em que cada peso da pluralidade de pesos é associado com um valor da pluralidade de valores da intensidade de campo magnético mais baixos e um valor da pluralidade de valores de intensidade de campo magnético mais altos.

137. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 136, caracterizado pelo fato de que a estimativa dos pesos do modelo de histerese compreende a estimativa de cada peso da plu- ralidade de pesos com base em uma diferença entre a primeira inten- sidade de campo magnético e uma intensidade de campo magnético alvo.

138. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 137, caracterizado pelo fato de que o método ainda com-

preende, depois da medição da primeira pluralidade de intensidades de campo magnético: o controle de pelo menos uma bobina de gradiente com uma segunda sequência de pulsos que compreende uma segunda plu- ralidade de pulsos; a medição, ao usar a sonda de múltiplos elementos, de uma segunda pluralidade de intensidades de campo magnético na re- gião de geração de imagem, em que cada uma da segunda pluralida- de de intensidades de campo magnético resulta, pelo menos em parte, de um respectivo pulso da segunda pluralidade de pulsos da segunda sequência de pulsos; e a atualização da pluralidade de pesos com base nas se- gundas intensidades de campo magnético.

139. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 138, caracterizado pelo fato de que o método ainda com- preende: o controle iterativo de pelo menos uma bobina de gradiente com uma sequência de pulsos subsequente que compreende uma plu- ralidade de pulsos, em que uma primeira iteração compreende o con- trole de pelo menos uma bobina de gradiente com a primeira sequên- cia de pulsos; a medição iterativa, ao usar a sonda de múltiplos elemen- tos, de uma pluralidade subsequente de intensidades de campo mag- nético, em que cada uma da pluralidade subsequente de intensidades de campo magnético resulta de um respectivo pulso da pluralidade de pulsos na sequência de pulsos subsequente; e a atualização iterativa da pluralidade de pesos com base na pluralidade subsequente de intensidades de campo magnético.

140. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 139, caracterizado pelo fato de que o método ainda com-

preende o controle de uma bobina de radiofrequência (RF) do sistema de MRI com um pulso de acionamento de RF antes de cada pulso da primeira pluralidade de pulsos da primeira sequência de pulsos.

141. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 140, caracterizado pelo fato de que o método ainda com- preende a inclusão de uma janela de leitura depois de cada pulso de acionamento de RF e do respectivo pulso da primeira pluralidade de pulsos de acionamento da primeira sequência de pulsos.

142. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 141, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma bobi- na de gradiente compreende uma bobina de gradiente x, uma bobina de gradiente y e uma bobina de gradiente z.

143. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 142, caracterizado pelo fato de que a primeira sequência de pulsos compreende uma subsequência de pulsos de acionamento de gradiente x, uma subsequência de pulsos de acionamento de gra- diente y e uma subsequência de pulsos de acionamento de gradiente z.

144. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 143, caracterizado pelo fato de que ainda compreende a colocação da sonda de RF de múltiplos elementos no isocentro do sis- tema de MRI.

145. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 144, caracterizado pelo fato de que a sonda de RF de múl- tiplos elementos compreende uma pluralidade de elementos de recep- ção de RF.

146. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 145, caracterizado pelo fato de que cada um da pluralidade de elementos de recepção de RF compreende uma bobina.

147. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica-

ções 131 a 146, caracterizado pelo fato de que a sonda de RF de múl- tiplos elementos compreende uma pluralidade de amostras de líquido, em que cada uma da pluralidade de amostras de líquido é contida den- tro de uma respectiva bobina da pluralidade de elementos de recepção de RF.

148. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 147, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido compreende ágar.

149. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 148, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido compreende sulfato de cobre.

150. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 149, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido compreende óleo mineral.

151. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 150, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido é uma amostra de gel.

152. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 151, caracterizado pelo fato de que cada bobina da plurali- dade de elementos de recepção de RF compreende um solenoide de Litz de duas camadas.

153. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 152, caracterizado pelo fato de que a sonda de múltiplos elementos compreende uma bobina de transmissão de RF.

154. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 153, caracterizado pelo fato de que a bobina de transmis- são de RF é uma bobina cilíndrica maior do que cada um da pluralida- de de elementos de recepção de RF.

155. Aparelho de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 131 a 154, caracterizado pelo fato de que a pluralidade de ele-

mentos de recepção de RF é posicionada que dentro da bobina de transmissão de RF.

156. Sonda de múltiplos elementos para a histerese de medição em um sistema de geração de imagem por ressonância mag- nética (MRI), caracterizada pelo fato de que compreende: uma bobina de transmissão de RF; uma pluralidade de elementos de recepção de RF; e uma pluralidade de amostras de líquido, em que cada amostra de líquido é contida dentro de uma respectiva bobina da plu- ralidade de elementos de recepção de RF.

157. Sonda de múltiplos elementos de acordo com a rei- vindicação 156, caracterizada pelo fato de que cada um da pluralidade de elementos de recepção de RF compreende uma bobina.

158. Sonda de múltiplos elementos de acordo com a rei- vindicação 156 ou 157 , caracterizada pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido compreende ágar.

159. Sonda de múltiplos elementos de acordo com qual- quer uma das reivindicações 156 a 158, caracterizada pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido compreende sulfato de co- bre.

160. Sonda de múltiplos elementos de acordo com qual- quer uma das reivindicações 156 a 159, caracterizada pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido e um respectivo elemento de recepção de RF são dispostos em epóxi.

161. Sonda de múltiplos elementos de acordo com qual- quer uma das reivindicações 156 a 160, caracterizada pelo fato de que cada bobina da pluralidade de elementos de recepção de RF compre- ende um solenoide de Litz de duas camadas.

162. Sonda de múltiplos elementos de acordo com qual- quer uma das reivindicações 156 a 161, caracterizada pelo fato de que a bobina de transmissão de RF é uma bobina cilíndrica maior do que cada um da pluralidade de elementos de recepção de RF.

163. Sonda de múltiplos elementos de acordo com qual- quer uma das reivindicações 156 a 162, caracterizada pelo fato de que cada um da pluralidade de elementos de recepção de RF é conectado eletricamente a um cabo de par trançado de Litz.

164. Sonda de múltiplos elementos de acordo com qual- quer uma das reivindicações 156 a 163, caracterizada pelo fato de que a pluralidade de elementos de recepção de RF é disposta dentro da bobina de transmissão de RF.

165. Sonda de múltiplos elementos de acordo com qual- quer uma das reivindicações 156 a 164, caracterizada pelo fato de que também compreende um invólucro, em que a pluralidade de elementos de recepção de RF e a bobina de transmissão de RF são contidos dentro do invólucro.

166. Sonda de múltiplos elementos de acordo com qual- quer uma das reivindicações 156 a 165, caracterizada pelo fato de que o invólucro compreende um prendedor configurado para montar a sonda de múltiplos elementos no sistema de MRI.

167. Sonda de múltiplos elementos de acordo com qual- quer uma das reivindicações 156 a 166, caracterizada pelo fato de que o prendedor é configurado para montar a sonda de múltiplos elemen- tos no isocentro do sistema de MRI.

168. Sonda de múltiplos elementos de acordo com qual- quer uma das reivindicações 156 a 167, caracterizada pelo fato de que o invólucro tem um formato substancialmente cilíndrico.

169. Sonda de múltiplos elementos de acordo com qual- quer uma das reivindicações 156 a 168, caracterizada pelo fato de que a bobina de transmissão de RF define um volume interno e os elemen- tos de recepção de RF são dispostos no volume interno.

170. Método de medição da histerese em um sistema de geração de imagem por ressonância magnética (MRI) que compreen- de pelo menos um eletroímã, caracterizado pelo fato de que compre- ende: medir o campo magnético em uma região de geração de imagens do sistema de MRI ao usar uma sonda de múltiplos elemen- tos, em que a sonda de múltiplos elementos compreende: uma bobina de transmissão de RF; uma pluralidade de elementos de recepção de RF; e uma pluralidade de amostras de líquido, em que cada amostra de líquido é contida dentro de uma respectiva bobina da plu- ralidade de elementos de recepção de RF.

171. Método de acordo com a reivindicação 170, caracteri- zado pelo fato de que cada um da pluralidade de elementos de recep- ção de RF compreende uma bobina.

172. Método de acordo com a reivindicação 170 ou 171, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líqui- do compreende ágar.

173. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 172, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido compreende sulfato de cobre.

174. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 173, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma das amostras de líquido e um respectivo elemento de recepção de RF são dispostos em epóxi.

175. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 174, caracterizado pelo fato de que cada bobina da plurali- dade de elementos de recepção de RF compreende um solenoide de Litz de múltiplas camadas.

176. Método de acordo com qualquer uma das reivindica-

ções 170 a 175, caracterizado pelo fato de que a bobina de transmis- são de RF é uma bobina cilíndrica maior do que cada um da pluralida- de de elementos de recepção de RF.

177. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 176, caracterizado pelo fato de que cada um da pluralidade de elementos de recepção de RF é conectado eletricamente a um ca- bo de par trançado de Litz.

178. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 177, caracterizado pelo fato de que a pluralidade de ele- mentos de recepção de RF é disposta dentro da bobina de transmis- são de RF.

179. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 178, caracterizado pelo fato de que ainda compreende um invólucro, em que a pluralidade de elementos de recepção de RF e a bobina de transmissão de RF são contidos dentro do invólucro.

180. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 179, caracterizado pelo fato de que ainda compreende a colocação da sonda de múltiplos elementos no sistema de MRI.

181. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 180, caracterizado pelo fato de que a colocação da sonda de múltiplos elementos no sistema de MRI compreende a montagem, ao usar um prendedor, da sonda de múltiplos elementos no isocentro do sistema de MRI.

182. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 181, caracterizado pelo fato de que o invólucro tem um formato substancialmente cilíndrico.

183. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 182, caracterizado pelo fato de que a bobina de transmis- são de RF define um volume interno e os elementos de recepção de RF são dispostos no volume interno.

184. Método de acordo com a reivindicação 170, em que pelo menos um eletroímã compreende pelo menos uma bobina de gradiente, caracterizado pelo fato de que ainda compreende: controlar pelo menos uma bobina de gradiente ao usar uma primeira sequência de pulsos que compreende uma primeira pluralida- de de pulsos, em que: a medição do campo magnético em uma região de geração de imagem compreende a medição de uma primeira pluralidade de intensidades de campo magnético na região de geração de imagens do sistema de MRI, em que cada uma da primeira pluralidade de in- tensidades de campo magnético resulta, pelo menos em parte, de um respectivo pulso da primeira pluralidade de pulsos da primeira sequên- cia de pulsos.

185. Método de acordo com a reivindicação 184, caracteri- zado pelo fato de que ainda compreende: estimar os parâmetros de um modelo de histerese com ba- se na primeira pluralidade medida de intensidades de campo magnéti- co; armazenar os parâmetros do modelo de histerese.

186. Método de acordo com a reivindicação 185, caracteri- zado pelo fato de que ainda compreende o acesso a pelo menos um valor de parâmetro que especifica a primeira sequência de pulsos.

187. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 186, caracterizado pelo fato de que a medição da primeira pluralidade de intensidades de campo magnético e o controle de pelo menos uma bobina de gradiente ao usar a primeira sequência de pul- sos são executadas simultaneamente

188. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 187, caracterizado pelo fato de que pelo menos alguns pulsos da primeira pluralidade de pulsos de acionamento diminuem na amplitude com o passar do tempo.

189. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 188, caracterizado pelo fato de que pelo menos alguns pulsos da primeira pluralidade de pulsos de acionamento aumentam na amplitude com o passar do tempo.

190. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 189, caracterizado pelo fato de que o armazenamento dos parâmetros do modelo de histerese compreende o armazenamento dos pesos com base na primeira pluralidade de intensidades de campo magnético, uma pluralidade de valores da intensidade de campo mag- nético mais baixos, e uma pluralidade de valores da intensidade de campo magnético mais altos, em que cada peso da pluralidade de pe- sos é associado com um valor da pluralidade de valores intensidade de campo magnético mais baixos e um valor da pluralidade de valores de intensidade de campo magnético mais altos.

191. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 190, caracterizado pelo fato de que a estimativa dos pesos do modelo de histerese compreende a estimativa de cada peso da plu- ralidade de pesos com base em uma diferença entre a primeira inten- sidade de campo magnético e uma intensidade de campo magnético alvo.

192. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 191, caracterizado pelo fato de que ainda compreende, depois da medição da primeira pluralidade de intensidades de campo magnético: acionar pelo menos uma bobina de gradiente com uma se- gunda sequência de pulsos que compreende uma segunda pluralidade de pulsos de acionamento; medir, ao usar a sonda de múltiplos elementos, de uma se- gunda pluralidade de intensidades de campo magnético na região de geração de imagem, em que cada uma da segunda pluralidade de in- tensidades de campo magnético resulta, pelo menos em parte, de um respectivo pulso da segunda pluralidade de pulsos de acionamento da segunda sequência de pulsos; e atualizar a pluralidade de pesos com base nas segundas intensidades de campo magnético.

193. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 192 caracterizado pelo fato de que ainda compreende: acionar iterativamente pelo menos uma bobina de gradiente com uma sequência de pulsos subsequente que compreende uma plu- ralidade de pulsos de acionamento, em que uma primeira iteração compreende o acionamento de pelo menos uma bobina de gradiente com a primeira sequência de pulsos; medir iterativamente, ao usar a sonda de múltiplos elemen- tos, uma pluralidade subsequente de intensidades de campo magnéti- co, em que cada uma da pluralidade subsequente de intensidades de campo magnético resulta de um respectivo pulso da pluralidade de pulsos de acionamento na sequência de pulsos subsequente; e atualizar iterativamente a pluralidade de pesos com base na pluralidade subsequente de intensidades de campo magnético.

194. Método de acordo com u qualquer uma das reivindi- cações 170 a 193 caracterizado pelo fato de que ainda compreende o acionamento de uma bobina da radiofrequência (RF) do sistema de MRI com um pulso de acionamento de RF antes de cada pulso da pri- meira pluralidade de pulsos de acionamento da primeira sequência de pulsos.

195. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 194, caracterizado pelo fato de que ainda compreende a inclusão de uma janela de leitura depois de cada pulso de acionamen- to de RF e do respectivo pulso de acionamento da primeira pluralidade de pulsos de acionamento da primeira sequência de pulsos.

196. Método de acordo com qualquer uma das reivindica- ções 170 a 195, caracterizado pelo fato de que pelo menos uma bobi- na de gradiente compreende uma bobina de gradiente x, uma bobina de gradiente y e uma bobina de gradiente z.

197. Método de acordo com ou qualquer uma das reivindi- cações 170 a 196, caracterizado pelo fato de que a primeira sequência de pulsos compreende uma subsequência de pulsos de acionamento de gradiente x, uma subsequência de pulsos de acionamento de gra- diente y e uma subsequência de pulsos de acionamento de gradiente z.

Petição 870210057217, de 24/06/2021, pág. 131/173 Fonte de alimentação Ímã

Sequências de pulso

Componente(s) de potência Bobinas de calço 1/25

Controlador

Bobinas de Chave de transmissão/ transmissão e recepção recepção de RF

Gerenciamento térmico Bobinas de gradiente

Bobina Componente de potência Controlador

Memória

Armazenamento Processador não volátil

Gradiente de entrada, mT/m Gradiente de histerese, mT/m Tempo

Gradiente, mT/m

Coluna 1 Coluna 2 Coluna 3 Coluna 4 Coluna 5

Petição 870210057217, de 24/06/2021, pág. 143/173 Magnetização M (A/m) Fileira 1

Eixo Hd = Hu Fileira 2

Intensidade de campo Hd (A/m) Intensidade de campo Hd (A/m) 13/25

Fileira 3

Eixo Hd = Hu Fileira 4

Fileira 5 Intensidade de campo Hu (A/m)

Forma de onda de excitação Modelo de Preisach Intensidade de campo H (A/m)

Tempo t [ms]

Forma de onda de excitação Modelo de Preisach Intensidade de campo H (A/m)

Tempo t [ms]

Início

Controle de pelo menos uma bobina de gradiente ao usar uma primeira sequência de pulsos

Medição, ao usar uma sonda de RF de múltiplos elementos, de uma primeira pluralidade de intensidades de campo magnético em uma região de formação de imagem do sistema de MRI

Estimativa dos parâmetros de um modelo de histerese com base na primeira pluralidade medida de intensidades de campo magnético

Armazenamento dos parâmetros do modelo de histerese

Final

Amplitudes de compressão TR único

Petição 870210057217, de 24/06/2021, pág. 153/173 Pesos embutidos Gradiente versus histerede Histerese versus tempo 23/25

Início

Recepção de pelo menos uma sequência de pulsos de gradiente alvo

Determinação de uma sequência de pulsos de gradiente corrigida para acionar pelo menos uma bobina de gradiente com base em pelo menos uma sequência de pulsos de gradiente alvo e um histórico de pelo menos um arranjo de controle para pelo menos uma bobina de gradiente

Controle de pelo menos uma bobina de gradiente ao usar a sequência de pulsos de gradiente corrigida

Final

Corrigido Não corrigido