TWI717854B - 低場磁共振成像系統 - Google Patents

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TWI717854B
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山德里克 胡根
海德霖 A 迪沃恩
桃德 里亞理克
羅拉 沙可里克
傑若米 克里斯多佛 喬登
克里斯多弗 湯瑪士 麥努帝
強納森 M 羅斯伯格
艾倫 凱茲
威廉 J 麥爾史奇
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美商超精細研究股份有限公司
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Abstract

根據一些態樣，本發明提供一種低場磁共振成像系統。該低場磁共振成像系統包括具有經組態以產生用於執行磁共振成像之磁場之複數個磁性組件之一磁性系統，該磁性系統包括：一B0 磁鐵，其經組態以依小於.2特斯拉(T)之一低場強度產生用於該磁共振成像系統之一B0 場；複數個梯度線圈，其經組態以在被操作時產生用以提供磁共振信號之空間編碼之磁場；及至少一射頻線圈，其經組態以在被操作時傳輸射頻信號至該磁共振成像系統之一視場且回應於自該視場發射之磁共振信號；一電源系統，其包括：一或多個電源組件，其經組態以將電力提供至該磁性系統以操作該磁共振成像系統以執行影像獲取；及一電源連接件，其經組態以連接至一單相插座以接收市電且將該市電遞送至該電源系統以提供操作該磁共振成像系統所需之電力。根據一些態樣，該電源系統在影像獲取期間使用小於1.6千瓦之一平均值操作該低場磁共振成像系統。

Description

低場磁共振成像系統
磁共振成像(MRI)對諸多應用提供一重要成像模態且在臨床及研究環境中廣泛用於產生人體內部之影像。一般而言，MRI係基於偵測磁共振(MR)信號，MR信號係由原子回應於由所施加電磁場引起之狀態變化而發射之電磁波。例如，核磁共振(NMR)技術涉及，在使經成像之一物體中之原子(例如人體組織中之原子)之核自旋重新對準或弛緩之後，偵測自受激原子之核子發射之MR信號。所偵測之MR信號可經處理以產生影像，其在醫學應用之背景中容許調查人體內之內部結構及/或生物程序以用於診斷、治療及/或研究目的。 歸因於能夠在無需擔心其他模態之安全性(例如，無需使主體曝露於電離輻射(例如X射線)或無需將放射性材料引入至人體)之情況下產生具有相對較高解析度及對比度之非侵入性影像，MRI對生物成像提供一引人注目之成像模態。此外，MRI尤其適於提供軟組織對比度，其可用於使其他成像模態無法滿意地使其成像之標的成像。而且，MR技術能夠擷取與其他模態無法獲取之結構及/或生物程序有關之資訊。然而，對於一給定成像應用，MRI存在之許多缺點可涉及：裝置之相對較高成本、臨床MRI掃描器之有限可用性及/或難以取得及/或影像獲取程序之時長。 臨床MRI之趨勢已增加MRI掃描器之場強度以改良掃描時間、影像解析度及影像對比度之一或多者，此繼而不斷抬高成本。所安裝之絕大部分MRI掃描器依1.5或3特斯拉(T)操作，特斯拉係指主磁場B0 之場強度。一臨床MRI掃描器之一粗略成本大約係每特斯拉約1百萬美元，其並未將操作此等MRI掃描器所涉及之實質操作、服務及維護成本計算在內。 此外，習知高場MRI系統通常需要大型超導磁鐵及相關聯電子器件來產生其中使一物體(例如，一患者)成像之一強均勻靜磁場(B0 )。此等系統之大小係相當大的，其中一典型MRI設施包含用於磁鐵、電子器件、熱管理系統及控制台區域之多個室。MRI系統之大小及費用一般使其限用於諸如醫院及學術研究中心之場所(該等場所具有足夠空間及資源來購買及維護MRI系統)。高場MRI系統之高成本及大量空間要求導致MRI掃描器之有限可用性。因而，時常出現以下臨床情境：一MRI掃描係有益的，但歸因於上文所論述之限制之一或多者而變得不切實際或不可能，如下文將進一步詳細論述。
一些實施例包含一種低場磁共振成像系統，其包括具有經組態以產生用於執行磁共振成像之磁場之複數個磁性組件之一磁性系統，該磁性系統包括：一B0 磁鐵，其經組態以依小於.2特斯拉(T)之一低場強度產生用於該磁共振成像系統之一B0 場；複數個梯度線圈，其經組態以在被操作時產生用以提供磁共振信號之空間編碼之磁場；及至少一射頻線圈，其經組態以在被操作時傳輸射頻信號至該磁共振成像系統之一視場且回應於自該視場發射之磁共振信號。該低場磁共振系統進一步包括一電源系統，該電源系統包括：一或多個電源組件，其經組態以將電力提供至該磁性系統以操作該磁共振成像系統以執行影像獲取；及一電源連接件，其經組態以連接至一單相插座以接收市電且將該市電遞送至該電源系統以提供操作該磁共振成像系統所需之電力。 一些實施例包含一種低場磁共振成像系統，其包括具有經組態以產生用於執行磁共振成像之磁場之複數個磁性組件之一磁性系統，該磁性系統包括：一B0 磁鐵，其經組態以依小於.2特斯拉(T)之一低場強度產生用於該磁共振成像系統之一B0 場；複數個梯度線圈，其經組態以在被操作時產生用以提供經發射之磁共振信號之空間編碼之磁場；及至少一射頻線圈，其經組態以在被操作時傳輸射頻信號至該磁共振成像系統之一視場且回應於自該視場發射之磁共振信號；及一電源系統，其包括：一或多個電源組件，其經組態以將電力提供至該磁性系統以操作該磁共振成像系統以執行影像獲取，其中該電源系統在影像獲取期間使用小於5千瓦之一平均值操作該低場磁共振成像系統。 一些實施例包含一種低場磁共振成像系統，其包括具有經組態以產生用於執行磁共振成像之磁場之複數個磁性組件之一磁性系統，該磁性系統包括：一B0 磁鐵，其經組態以產生用於該磁共振成像系統之一B0 場；複數個梯度線圈，其經組態以在被操作時產生用以提供經發射之磁共振信號之空間編碼之磁場；及至少一射頻線圈，其經組態以在被操作時傳輸射頻信號至該磁共振成像系統之視場且回應於自該視場發射之磁共振信號。該低場磁共振成像系統進一步包括一電源系統，該電源系統包括經組態以將電力提供至該磁性系統以操作該磁共振成像系統以執行影像獲取之一或多個電源組件，其中該電源系統在影像獲取期間使用小於1千瓦之一平均值操作該低場磁共振成像系統。 一些實施例包含一種可攜式磁共振成像系統，其包括具有經組態以產生用於執行磁共振成像之磁場之複數個磁性組件之一磁性系統，該磁性系統包括：一永久B0 磁鐵，其經組態以產生用於該磁共振成像系統之一B0 場；及複數個梯度線圈，其經組態以在被操作時產生用以提供經發射之磁共振信號之空間編碼之磁場。該可攜式磁共振成像系統進一步包括：一電源系統，其包括經組態以將電力提供至該磁性系統以操作該磁共振成像系統以執行影像獲取之一或多個電源組件；及一基座，其支撐該磁性系統且容置該電源系統，該基座包括容許將該可攜式磁共振成像系統運送至不同位置之至少一輸送機構。 一些實施例包含一種低場磁共振成像系統，其包括具有經組態以產生用於執行磁共振成像之磁場之複數個磁性組件之一磁性系統，該磁性系統包括：一永久B0 磁鐵，其經組態以產生具有小於或等於約.1 T之一場強度之一B0 場；及複數個梯度線圈，其經組態以在被操作時產生用以提供磁共振信號之空間編碼之磁場；及至少一射頻線圈，其經組態以在被操作時傳輸射頻信號至該磁共振成像系統之一視場且回應於自該視場發射之磁共振信號。該低場磁共振成像系統進一步包括至少一控制器，該控制器經組態以根據一預定脈衝序列操作該磁性系統以獲取至少一影像。 一些實施例包含一種磁共振成像系統，其包括：一B0 磁鐵，其經組態以產生用於該磁共振成像系統之一B0 場；及一定位部件，其耦合至該B0 磁鐵且經組態以容許將該B0 磁鐵手動旋轉至複數個位置，該複數個位置之各者以一不同角度放置該B0 磁鐵。 一些實施例包含一種可攜式磁共振成像系統，其包括具有經組態以產生用於執行磁共振成像之磁場之複數個磁性組件之一磁性系統，該磁性系統包括：一B0 磁鐵，其經組態以產生用於該磁共振成像系統之一B0 場；及複數個梯度線圈，其經組態以在被操作時產生用以提供經發射之磁共振信號之空間編碼之磁場。該可攜式磁共振成像系統進一步包括：一電源系統，其包括經組態以將電力提供至該磁性系統以操作該磁共振成像系統以執行影像獲取之一或多個電源組件；一基座，其支撐該磁性系統且容置該電源系統，該基座包括容許將該可攜式磁共振成像系統運送至所要位置之至少一輸送機構；及一定位部件，其耦合至該B0 磁鐵且經組態以容許該B0 磁鐵旋轉至一所要角度。 一些實施例包含一種可攜式磁共振成像系統，其包括：一B0 磁鐵，其經組態以產生用於該磁共振成像系統之一成像區域之一B0 場；一外殼，其用於該B0 磁鐵；及至少一電磁屏蔽件，其可調整地耦合至該外殼以依可藉由調整圍繞該成像區域之該至少一電磁屏蔽件來組態之一量針對該成像區域提供電磁屏蔽。 一些實施例包含一種可攜式磁共振成像系統，其包括：一B0 磁鐵，其經組態以產生用於該磁共振成像系統之一成像區域之一B0 場；一雜訊降低系統，其經組態以偵測及抑制該可攜式磁共振成像系統之一操作環境中之至少一些電磁雜訊；及電磁屏蔽，其經提供以使該可攜式磁共振成像系統之該操作環境中之至少一些電磁雜訊衰減，該電磁屏蔽經配置以屏蔽該可攜式磁共振成像系統之該成像區域之一部分。 一些實施例包含一種可攜式磁共振成像系統，其包括：一B0 磁鐵，其經組態以產生用於該磁共振成像系統之一成像區域之一B0 場；一雜訊降低系統，其經組態以偵測及抑制該可攜式磁共振成像系統之一操作環境中之至少一些電磁雜訊；及用於該可攜式磁共振成像系統之至少一部分之電磁屏蔽，該電磁屏蔽實質上未提供該可攜式磁共振成像系統之該成像區域之屏蔽。 一些實施例包含一種可攜式磁共振成像系統，其包括：一B0 磁鐵，其經組態以產生用於該磁共振成像系統之一成像區域之一B0 場；一外殼，其用於該B0 磁鐵；及至少一電磁屏蔽結構，其可調整地耦合至該外殼以依可藉由調整圍繞該成像區域之該至少一電磁屏蔽結構來改變之一量針對該成像區域提供電磁屏蔽。
高場系統在MRI掃描器市場中占絕對主導地位，且尤其用於醫學或臨床MRI應用。如上文所論述，醫學成像之一般趨勢已產生具有愈來愈大之場強度之MRI掃描器，其中絕大部分臨床MRI掃描器依1.5 T或3 T操作，且在研究環境中使用7 T及9 T之較高場強度。如本文中所使用，「高場」一般係指目前用於一臨床環境中之MRI系統，且更特定言之，係指使用1.5 T或高於1.5 T之一主磁場(即，B0 場)來操作之MRI系統，但在.5 T與1.5 T之間操作之臨床系統通常亦被特性化為「高場」。約.2 T與.5 T之間的場強度已被特性化為「中場」，且隨著高場體系中之場強度繼續增加，在.5 T與1 T之間的範圍中之場強度亦已被特性化為中場。相比而言，「低場」一般係指使用小於或等於約0.2 T之一B0 場來操作之MRI系統，但具有.2 T與約.3 T之間的一B0 場之系統由於高場體系之高端處之經增加場強度有時已被特性化為低場。在低場體系內，使用小於.1 T之一B0 場操作之低場MRI系統在本文中被稱為「極低場」且使用小於10 mT之一B0 場操作之低場MRI系統在本文中被稱為「超低場」 如上文所論述，習知MRI系統需要專用場所。需要一電磁屏蔽室以供MRI系統操作且該室之地板必須經結構加強。必須為高電力電子器件及掃描技術員之控制區域提供額外室。亦必須提供場地之安全進出口。此外，必須安裝一專屬三相電連接件以對繼而藉由一冷凍水供應器冷卻之電子器件提供電力。通常亦必須提供額外HVAC容量。此等場地要求不僅價格昂貴，而且大大限制其中可部署MRI系統之位置。習知臨床MRI掃描器亦需要大量專業知識來操作及維護。此等訓練有素的技術員及服務工程師在操作一MRI系統時增加大量持續操作成本。因此，習知MRI常常成本過高且在可及性方面受到嚴重限制，使得MRI無法成為能夠隨時隨地提供廣泛範圍之臨床成像解決方案之一廣泛可用診斷工具。通常，患者必須在預先安排的時間及地點訪問有限數目個場所之一者，使得MRI無法被用在協助診斷、手術、患者監護及類似者中獨特有效之諸多醫學應用中。 如上文所論述，高場MRI系統需要特殊調適場所來容納此等系統之大小、重量、電力消耗及屏蔽要求。例如，一1.5 T MRI系統之重量通常在4噸至10噸之間且一3 T MRI系統之重量通常在8噸至20噸之間。此外，高場MRI系統通常需要大量重型及昂貴的屏蔽。許多中場掃描器部分歸因於使用非常大永久磁鐵及/或軛而更重，重量在10噸至20噸之間。市售低場MRI系統(例如，使用.2 T之一B0 場操作)亦通常歸因於用於產生B0 場之大量鐵磁材料與屏蔽之額外噸數而在10噸或更大之範圍中。為容納此重型裝置，室(其通常具有30平方米至50平方米之一最小大小)必須構建有加強型地板(例如，混凝土地板)，且必須經特殊屏蔽以防止電磁輻射干擾MRI系統之操作。因此，可用臨床MRI系統係不動的且需要醫院或場所內之大型專屬空間之大量費用，且除了準備操作空間之相當大成本外，進一步需要在操作及維護系統之專業知識方面之額外持續成本。 此外，當前可用MRI系統通常消耗大量電力。例如，常見1.5 T及3 T MRI系統通常在操作期間消耗20 kW至40 kW之間的電力，而可用.5 T及.2 T MRI系統通常消耗5 kW至20 kW之間，各MRI系統使用專屬及專用電源。除非另有指定，否則電力消耗被引用為在一所關注時間間隔內消耗之平均電力。例如，上文提及之20 kW至40 kW指示由習知MRI系統在成像獲取之進程期間消耗之平均電力，該成像獲取進程可包含顯著超過平均電力消耗(例如，當梯度線圈及/或RF線圈在脈衝序列之相對較短週期內脈動時)之峰值電力消耗之相對較短週期。通常經由MRI系統自身之電力儲存元件(例如，電容器)來解決峰值(或大)電力消耗之時間間隔。因此，平均電力消耗係較相關數字，因為其一般判定操作器件所需之電源連接件之類型。如上文所論述，可用臨床MRI系統必須具有專屬電源，通常需要連接至電網以供電給MRI系統之組件之一專屬三相連接件。接著需要將三相電力轉換成為MRI系統所用之單相電力之額外電子器件。部署習知臨床MRI系統之許多實體要求產生可用性之一重大問題且嚴重限制可利用MRI之臨床應用。 因此，高場MRI之許多要求致使安裝在許多情境中令人望而卻步，從而使其部署限於大型機構醫院或專用場所且通常限制其用於嚴格安排預約，需要患者在預先安排的時間訪問專屬場所。因此，對高場MRI之許多限制阻止MRI完全用作一成像模態。儘管上文提及之高場MRI之缺點，對較高場下之SNR之顯著增大之訴求持續驅動行業在臨床及醫學MRI應用中使用愈來愈高之場強度，從而進一步增加MRI掃描器之成本及複雜性，且進一步限制其可用性並阻止其用作一通用及/或通常可用成像解決方案。 在低場體系(特定言之在極低場體系中)產生之MR信號之低SNR已阻止一相對低成本、低功率及/或可攜式MRI系統之開發。習知「低場」MRI系統在通常被特性化為低場範圍(例如，臨床可用低場系統具有約.2 T之一底限)之高端下操作以達成有用影像。雖然比高場MRI系統略微便宜，但習知低場MRI系統共用許多相同缺點。特定言之，習知低場MRI系統係大型、固定及不動設施，消耗大量電力(需要專屬三相電源接線)且需要特殊屏蔽室及大型專屬空間。低場MRI之挑戰已阻止可產生有用影像之相對低成本、低功率及/或可攜式MRI系統之開發。 本發明者已開發實現可攜式、低場、低功率及/或低成本MRI系統之技術，其可改良MRI技術在醫院及研究場所處之當前MRI設施以外之各種環境中之大規模部署性。因此，MRI可部署於急診室、小診所、醫生辦公室中，部署於移動單元、現場等中，且可被帶至患者(例如，床邊)以執行廣泛多種成像程序及協定。一些實施例包含促進可攜式、低成本、低功率MRI從而顯著增加MRI在一臨床環境中之可用性之極低場MRI系統(例如，.1 T、50 mT、20 mT等)。 在低場體系中開發一臨床MRI系統存在諸多挑戰。如本文中所使用，術語臨床MRI系統係指產生臨床上有用影像之一MRI系統，該臨床上有用影像係指具有足夠解析度及充足獲取時間以對一醫師或臨床醫師而言可用於給定一特定成像應用之其預期目的之一影像。因而，臨床上有用影像之解析度/獲取時間將取決於獲得影像之目的。相對較低SNR係在低場體系中獲得臨床上有用影像之諸多挑戰之一。明確言之，SNR與B0 場強度之間的關係在高於.2 T之場強度下為約B0 5/4 且在低於.1 T之場強度下為約B0 3/2 。因而，SNR實質上隨著場強度之降低而下降，其中在極低場強度下經歷SNR之更顯著下降。由降低場強度所引起之SNR之此大幅下降係已阻止極低場體系中之臨床MRI系統之開發之一重要因素。特定言之，極低場強度下之低SNR之挑戰已阻止在極低場體系中操作之一臨床MRI系統之開發。因此，企圖在較低場強度下操作之臨床MRI系統習知已達到約.2 T範圍及以上之場強度。此等MRI系統仍係大型、笨重及價格昂貴的，通常需要固定專屬空間(或經屏蔽帳篷)及專屬電源。 本發明者已開發能夠產生臨床上有用影像之低場及極低場MRI系統，從而容許開發使用最先進技術無法達成之可攜式、低成本且易於使用之MRI系統。根據一些實施例，通常可將一MRI系統運送至患者以隨時隨地提供廣泛多種診斷、手術、監護及/或治療程序。 圖1係一MRI系統100之典型組件之一方塊圖。在圖1之闡釋性實例中，MRI系統100包括計算器件104、控制器106、脈衝序列儲存器108、電力管理系統110及磁性組件120。應瞭解，系統100係闡釋性的，且除圖1中所繪示之組件之外或代替圖1中所繪示之組件，一MRI系統亦可具有任何合適類型之一或多個其他組件。然而，一MRI系統將大體上包含此等高層級組件，但用於一特定MRI系統之此等組件之實施方案可截然不同，如下文進一步詳細論述。 如圖1中所繪示，磁性組件120包括B0 磁鐵122、勻場線圈124、RF傳輸及接收線圈126以及梯度線圈128。磁鐵122可用於產生主磁場B0 。磁鐵122可為可產生一所要主磁場B0 之磁性組件之任何合適類型或組合。如上文所論述，在高場體系中，B0 磁鐵係通常使用一般以螺線管幾何形狀提供之超導材料形成，從而需要低溫冷卻系統以使B0 磁鐵保持於一超導狀態。因此，高場B0 磁鐵係昂貴、複雜的且消耗大量電力(例如，低溫冷卻系統需要大量電力來維持使B0 磁鐵保持於一超導狀態所需之極低溫度)，需要大型專屬空間及專用、專屬電源連接件(例如，連接至電力網之一專屬三相電源連接件)。習知低場B0 磁鐵(例如，依.2 T操作之B0 磁鐵)亦常常使用超導材料實施且因此具有此等相同一般要求。其他習知低場B0 磁鐵係使用永久磁鐵實施，該等永久磁鐵用以產生習知低場系統所限於之場強度(例如，歸因於無法在較低場強度下獲取有用影像而介於.2 T與.3 T之間)，必須係重5噸至20噸之非常大磁鐵。因此，習知MRI系統之B0 磁鐵單獨阻止可攜帶性及可負擔性。 梯度線圈128可經配置以提供梯度場且(例如)可經配置以在三個實質上正交方向(X、Y、Z)上產生B0 場之梯度。梯度線圈128可經組態以藉由系統地改變B0 場(由磁鐵122及/或勻場線圈124產生之B0 場)而編碼經發射之MR信號以將經接收之MR信號之空間位置編碼為頻率或相位之一函數。例如，梯度線圈128可經組態以改變依據沿一特定方向之空間位置而線性變化之頻率或相位，但亦可藉由使用非線性梯度線圈來提供更複雜之空間編碼分佈。例如，一第一梯度線圈可經組態以選擇性地改變在一第一(X)方向上之B0 場以在該方向上執行頻率編碼，一第二梯度線圈可經組態以選擇性地改變在實質上正交於該第一方向之一第二(Y)方向上之B0 場以執行相位編碼，且一第三梯度線圈可經組態以選擇性地改變在實質上正交於該第一方向及該第二方向之一第三(Z)方向上之B0 場以啟用用於容積成像應用之切片選擇。如上文所論述，習知梯度線圈亦消耗通常藉由大型、昂貴梯度電源操作之大量電力，如下文進一步詳細論述。 藉由分別使用傳輸線圈及接收線圈(通常被稱為射頻(RF)線圈)來激發及偵測經發射之MR信號而執行MRI。傳輸/接收線圈可包含用於傳輸及接收之分離線圈、用於傳輸及/或接收之多個線圈或用於傳輸及接收之相同線圈。因此，一傳輸/接收組件可包含用於傳輸之一或多個線圈、用於接收之一或多個線圈及/或用於傳輸及接收之一或多個線圈。傳輸/接收線圈通常亦稱為Tx/Rx或Tx/Rx線圈，其一般係指用於一MRI系統之傳輸及接收磁性組件之各種組態。此等術語在本文中可互換使用。在圖1中，RF傳輸及接收線圈126包括可用於產生RF脈衝來引發一振盪磁場B1 之一或多個傳輸線圈。該(等)傳輸線圈可經組態以產生任何合適類型之RF脈衝。 電力管理系統110包含用以將操作電力提供至低場MRI系統100之一或多個組件之電子器件。例如，如下文將更詳細論述，電力管理系統110可包含提供合適操作電力以供能給MRI系統100之組件且操作該等組件所需之一或多個電源供應器、梯度電源組件、傳輸線圈組件及/或任何其他合適電力電子器件。如圖1中所繪示，電力管理系統110包括電源供應器112、(若干)電源組件114、傳輸/接收切換器116及熱管理組件118 (例如，用於超導磁鐵之低溫冷卻裝置)。電源供應器112包含用以將操作電力提供至MRI系統100之磁性組件120之電子器件。例如，電源供應器112可包含用以將操作電力提供至一或多個B0 線圈(例如，B0 磁鐵122)以產生用於低場MRI系統之主磁場的電子器件。傳輸/接收切換器116可用於選擇是否操作RF傳輸線圈或RF接收線圈。 (若干)電源組件114可包含：一或多個RF接收(Rx)前置放大器，其放大藉由一或多個RF接收線圈(例如，線圈126)偵測之MR信號；一或多個RF傳輸(Tx)電源組件，其經組態以將電力提供至一或多個RF傳輸線圈(例如，線圈126)；一或多個梯度電源組件，其經組態以將電力提供至一或多個梯度線圈(例如，梯度線圈128)；及一或多個勻場電源組件，其經組態以將電力提供至一或多個勻場線圈(例如，勻場線圈124)。 在習知MRI系統中，電源組件係大型、昂貴且消耗大量電力。通常，電力電子器件佔據與MRI掃描器自身分開之一室。該等電力電子器件不僅需要大量空間，而且係消耗大量電力且需要用來支撐之壁式安裝架之昂貴複雜器件。因此，習知MRI系統之電力電子器件亦阻止MRI之可攜帶性及可負擔性。 如圖1中所繪示，MRI系統100包含控制器106 (亦稱為一控制台)，其具有用於將指令發送至電力管理系統110及自電力管理系統110接收資訊之控制電子器件。控制器106可經組態以實施一或多個脈衝序列，該等脈衝序列係用於判定發送至電力管理系統110之指令以依一所要序列(例如，用於操作RF傳輸及接收線圈126之參數、用於操作梯度線圈128之參數等)操作磁性組件120。如圖1中所繪示，控制器106亦與經程式化以處理經接收之MR資料之計算器件104互動。例如，計算器件104可處理經接收之MR資料以使用任何合適(若干)影像重建程序來產生一或多個MR影像。控制器106可將關於一或多個脈衝序列之資訊提供至計算器件104以藉由該計算器件處理資料。例如，控制器106可將關於一或多個脈衝序列之資訊提供至計算器件104且該計算器件可至少部分基於該經提供之資訊而執行一影像重建程序。在習知MRI系統中，計算器件104通常包含經組態以對MR資料相對較快地執行計算昂貴之處理之一或多個高效能工作站。此等計算器件自身係相對較昂貴裝置。 如應自前文瞭解，當前可用臨床MRI系統(包含高場、中場及低場系統)係需要大量專屬及特殊設計空間以及專屬電源連接件之大型、昂貴、固定設施。本發明者已開發較低成本、較低功率及/或可攜式之低場(包含極低場) MRI系統，從而顯著增加MRI之可用性及適用性。根據一些實施例，提供一可攜式MRI系統，從而容許將一MRI系統帶至患者且在所需之位置處利用該MRI系統。 如上文所論述，一些實施例包含一MRI系統，其為可攜式的，從而容許將MRI器件移動至需要其之位置(例如，急診室及手術室、初級保健辦公室、新生兒重症監護室、專業部門、應急及移動運送車輛及現場)。可攜式MRI系統之開發面臨諸多挑戰，包含大小、重量、電力消耗及在相對不受控制電磁雜訊環境中(例如，在一特殊屏蔽室外部)操作之能力。如上文所論述，當前可用臨床MRI系統在約4噸至20噸的範圍內。因此，當前可用臨床MRI系統由於成像器件自身之絕對大小及重量而不可攜帶，更不用說當前可用系統亦需要大量專屬空間，包含用來容置MRI掃描器之一特殊屏蔽室及用來分別容置電力電子器件及技術員控制區域之額外室。本發明者已開發具有合適重量及大小以容許將MRI系統運送至一所要位置的MRI系統，在下文進一步詳細論述該等MRI系統之一些實例。 可攜帶性之另一態樣涉及在廣泛多種位置及環境中操作MRI系統之能力。如上文所論述，需要將當前可用臨床MRI掃描器定位於特殊屏蔽室中以容許器件之正確操作且(尤其)係造成當前可用臨床MRI掃描器之成本、缺乏可用性及不可攜帶性之原因之一。因此，為在一特殊屏蔽室外部操作，且更特定言之為容許通常可攜帶、可載運或可以其他方式運送之MRI，MRI系統必須能夠在各種雜訊環境中操作。本發明者已開發雜訊抑制技術，其容許在特殊屏蔽室外部操作MRI系統，從而促進並不需要特殊屏蔽室之可攜式/可運送MRI以及固定MRI設備兩者。雖然該等雜訊抑制技術容許在特殊屏蔽室外操作，但此等技術亦可用於執行屏蔽環境(例如，較便宜、鬆散或特用屏蔽環境)中之雜訊抑制，且可因此結合已裝配有有限屏蔽之一區域使用，此係因此態樣在此方面不受限制。 可攜帶性之另一態樣涉及MRI系統之電力消耗。亦如上文所論述，當前臨床MRI系統消耗大量電力(例如，在操作期間在20 kW至40 kW之平均電力消耗範圍內)，因此需要專屬電源連接件(例如，連接至能夠遞送所需電力之電網之專屬三相電源連接件)。一專屬電源連接件之需求係在除專門裝配有適當電源連接件之昂貴專屬室以外之各種位置中操作一MRI系統之另一障礙。本發明者已開發能夠使用諸如一標準壁式插座(例如，美國120 V/20 A連接件)或常見大型電器插座(例如，220 V至240 V/30 A)之市電操作之低功率MRI系統，從而容許在提供常見電源插座之任何地方操作器件。「插入至壁中」之能力促進可攜式/可運送MRI以及固定MRI系統設施兩者而不需要特定專屬電力(諸如三相電源連接件)。 根據一些實施例，一可攜式MRI系統(例如，下文圖19、圖39至圖40及圖44A至圖44D中所繪示之可攜式MRI系統之任一者)經組態以經由一電源連接件3970 (例如，參見圖39B)使用市電(例如，標準壁式插座處所提供之單相電力)操作。根據一些實施例，一可攜式MRI系統包括經組態以連接至提供大約110伏特與120伏特之間且額定電流為15安培、20安培或30安培的一單相插座之一電源連接件，且其中電源系統能夠自藉由該單相插座提供之電力提供電力來操作該可攜式MRI系統。根據一些實施例，一可攜式MRI系統包括經組態以連接至提供大約220伏特與240伏特之間且額定電流為15安培、20安培或30安培的一單相插座之一電源連接件，且其中電源系統能夠自藉由該單相插座提供之電力提供電力來操作磁共振成像系統。根據一些實施例，一可攜式MRI系統係使用本文中所描述之低功率技術組態以在影像獲取期間使用小於3千瓦之一平均值。根據一些實施例，一可攜式MRI系統係使用本文中所描述之低功率技術組態以在影像獲取期間使用小於2千瓦之一平均值。根據一些實施例，一可攜式MRI系統係使用本文中所描述之低功率技術組態以在影像獲取期間使用小於1千瓦之一平均值。例如，本文中所描述之採用一永久B0 磁鐵及低功率組件之一低功率MRI系統可依1千瓦或更小(諸如750瓦或更小)來操作。 如上文所論述，對習知MRI系統之大小、成本及電力消耗之一重要促成因素係用於供電給MRI系統之磁性組件之電力電子器件。用於習知MRI系統之電力電子器件常常需要一單獨室，係昂貴的且消耗大量電力來操作對應磁性組件。特定言之，梯度線圈及用於冷卻該等梯度線圈之熱管理系統通常單獨需要專屬電源連接件且禁止從標準壁式插座操作。本發明者已開發能夠供電給一MRI系統之梯度線圈之低功率、低雜訊梯度電源，根據一些實施例，該等梯度電源可容置於與MRI系統之磁性組件相同之可攜式、可載運或可以其他方式運送之設備中。根據一些實施例，用於供電給一MRI系統之梯度線圈之電力電子器件在系統閒置時消耗小於50 W且在MRI系統操作時(即，在影像獲取期間)消耗100 W至200 W之間。本發明者已開發全部裝配於可攜式MRI掃描器之佔據面積內之用以操作一可攜式低場MRI系統之電力電子器件(例如，低功率、低雜訊電力電子器件)。根據一些實施例，新穎機械設計已實現可在需要系統之各種臨床環境之範圍內操縱之一MRI掃描器之開發。 開發一低功率、低成本及/或可攜式MRI系統之核心在於降低B0 磁鐵之場強度，此可促進大小、重量、費用及電力消耗之減小。然而，如上文所論述，降低場強度具有SNR之一相應及顯著降低。此SNR顯著降低已阻止臨床MRI系統將場強度降低至低於約.2 T之當前底限(current floor)，該等系統仍為需要專用及專屬空間之大型、笨重、昂貴固定設施。雖然已開發在.1 T與.2 T之間操作之一些系統，但此等系統通常係用於掃描肢體(諸如手、手臂或膝蓋)之專用器件。本發明者已開發能夠獲取臨床上有用影像之在低場及極低場中操作之MRI系統。一些實施例包含促進以低於先前可達成之場強度獲取臨床上有用影像之高度有效脈衝序列。MR信號之信雜比係與主磁場B0 之強度有關，且係驅動臨床系統在高場體系中操作之主要因素之一。由本發明者開發之促進獲取臨床上有用影像之脈衝序列係描述於2015年11月11日申請且標題為「Pulse Sequences for Low Field Magnetic Resonance」之美國專利申請案第14/938430號中，該案之全文以引用的方式併入本文中。 由本發明者開發之用以解決低場強度之低SNR之進一步技術包含最佳化射頻(RF)傳輸及/或接收線圈之組態以改良RF傳輸/接收線圈傳輸磁場及偵測經發射之MR信號的能力。本發明者已瞭解，低場體系中之低傳輸頻率容許RF線圈設計在較高場強度下無法進行且使經開發之RF線圈具有改良之敏感度，藉此增大MRI系統之SNR。由本發明者開發之例示性RF線圈設計及最佳化技術係描述於2016年5月12日申請且標題為「Radio Frequency Coil Methods and Apparatus」之美國專利申請案第15/152951號中，該案之全文以引用的方式併入本文中。 用於解決低場體系之相對較低SNR特性之另一技術係改良藉由B0 磁鐵產生之B0 場之均勻性。一般而言，B0 磁鐵需要一定位準之勻場來產生具有令人滿意地用於MRI中之一分佈之一B0 場(例如，所要場強度及/或均勻性之一B0 場)。特定言之，生產要素(諸如設計、製造容限、不精確生產程序、環境等)引起在組裝/製造之後產生具有不令人滿意分佈之一B0 場之場變動。例如，在生產之後，上文所描述之例示性B0 磁鐵200、300及/或3200可產生具有需要改良或以其他方式校正(通常藉由勻場)以產生臨床上有用影像之一不令人滿意分佈(例如，不適於成像之B0 場之不均勻性)之一B0 場。勻場係指用於調整、校正及/或改良一磁場(通常一磁共振成像器件之B0 磁場)之各種技術之任一者。類似地，一勻場係指(例如，藉由產生一磁場)執行勻場之某物(例如，一物體、組件、器件、系統或其組合)。 用於勻場之習知技術係相對時間及/或成本密集的，通常需要一專家作出大量手動努力以便調整B0 磁場使得其適合於其預期目的，此導致大量後製時間及費用。例如，習知勻場技術通常涉及一反覆程序，藉由該反覆程序量測B0 磁場，判定及部署必要校正，且重複程序直至產生一令人滿意B0 磁場。此反覆程序習知在大量手動參與下執行，從而需要專業知識及大量時間(例如，最少一天且更典型係更長時間)。因此，一B0 磁場之習知後製場校正顯著促成習知MRI系統之費用及複雜性。 本發明者已開發根據一些實施例促進用於MRI之一B0 磁鐵之更高效及/或具成本效率之勻場之許多技術。一些實施例係適用於低場MRI，但本文中所描述之技術並不限用於低場背景中。例如，本發明者已開發最小化校正藉由一B0 磁鐵產生之B0 場(例如，校正由不完美製程所引起之至少某一場不均勻性)時所涉及之手動努力之技術。特定言之，本發明者已開發用於圖案化磁性材料以對藉由一B0 磁鐵產生之B0 場提供準確及精確場校正之自動化技術。由本發明者開發之例示性勻場技術係描述於2017年3月22日申請且標題為「Methods and Apparatus for Magnetic Field Shimming」之美國專利申請案第15/466500號中，該案之全文以引用的方式併入本文中。 增加MRI之可用性之另一態樣係使MRI可負擔。本發明者對一可攜式低場MRI系統之開發消除與習知臨床MRI系統相關聯之許多成本，包含昂貴超導材料及低溫冷卻系統、大型及複雜專屬場所之昂貴場地準備、操作及維護系統之訓練有素人員等等。此外，本發明者已開發進一步成本降低技術及設計，根據一些實施例，包含減少材料、最佳化或以其他方式最小化昂貴材料之使用及/或降低生產成本之整合式電力電子器件、設計。本發明者已開發自動化勻場技術以容許在製造之後校正B0 磁鐵之場不均勻性，從而降低生產程序及後製程序兩者之成本。 根據一些實施例，由本發明者開發之設計亦降低操作及維護MRI掃描器之成本及複雜性。例如，習知臨床MRI系統需要用以操作及維護兩者之大量專業知識，從而導致此等系統之顯著持續成本。本發明者已開發容許受最低程度訓練或未受訓練人員操作及/或維護系統之一易於使用MRI系統。根據一些實施例，自動化設置程序容許MRI掃描器自動探測並適應其環境以為操作做準備。網路連接能力容許MRI系統由具有經組態以自動運行所要掃描協定之易於使用介面之一行動器件(諸如一平板電腦、筆記本電腦或智慧型電話)操作。所獲取影像被立即傳送至一安全雲端伺服器以用於資料共用、遠距醫學及/或深度學習。 下文係與較低成本、較低功率及/或可攜式低場MRI之實施例有關之各種概念之更詳細描述。應瞭解，可依諸多方式之任一者實施本文中所描述之實施例。以下特定實施方案之實例僅用於闡釋性目的。應瞭解，所提供之實施例及特徵/能力可被個別使用，全部一起使用，或以兩個或兩個以上之任何組合使用，此係因為本文中所描述之技術之態樣在此方面不受限制。 高場MRI之高成本、大小、重量及電力消耗之一重要促成因素係B0 磁鐵自身以及供電給B0 磁鐵及執行B0 磁鐵之熱管理所需之設備。特定言之，為產生高場MRI之場強度特性，通常將B0 磁鐵實施為使用超導導線以一螺線管幾何形狀組態之一電磁鐵，該等超導導線需要一低溫冷卻系統來使該等導線保持於一超導狀態中。不僅超導材料自身昂貴，維持超導狀態之低溫裝置亦係昂貴且複雜的。 本發明者已認識到，低場背景容許在高場體系中不可行之B0 磁鐵設計。例如，至少部分歸因於較低場強度，可消除超導材料及對應低溫冷卻系統。部分歸因於低場強度，在低場體系中可採用使用非超導材料(例如，銅)建構之B0 電磁鐵。然而，此等電磁鐵在操作期間仍可消耗相對大量電力。例如，操作使用一銅導體之一電磁鐵來產生.2 T或更大之一磁場需要一專屬或專用電源連接件(例如，一專屬三相電源連接件)。本發明者已開發可使用市電(即，標準壁式電源)操作之MRI系統，從而容許在具有常見電源連接件(諸如一標準壁式插座(例如，美國120 V/20 A連接件)或常見大型電器插座(例如，220 V至240 V/30 A))之任何位置處供電給MRI系統。因此，一低功率MRI系統促進可攜帶性及可用性，從而容許在所需要之位置處操作一MRI系統(例如，可將MRI系統帶至患者，而非相反)，其實例係在下文進一步詳細論述。此外，自標準壁式電源操作消除習知將三相電力轉換成單相電力並平滑化直接自電網提供之電力所需之電子器件。代替性地，壁式電源可被直接轉換成DC且經分配以供電給MRI系統之組件。 圖2A及圖2B繪示使用一電磁鐵及一鐵磁軛形成之一B0 磁鐵。特定言之，B0 磁鐵200係部分藉由配置成一雙平面幾何形狀之一電磁鐵210形成，其包括B0 磁鐵200之一上側上之電磁線圈212a及212b以及B0 磁鐵200之一下側上之電磁線圈214a及214b。根據一些實施例，形成電磁鐵210之線圈可由一銅導線或銅帶之許多匝或適用於在被操作時(例如，在驅動電流通過導體繞組時)產生一磁場之任何其他導電材料形成。雖然圖2A及圖2B中所繪示之例示性電磁鐵包括兩對線圈，但一電磁鐵可使用任何數目個線圈以任何組態形成，此係因為態樣在此方面不受限制。形成電磁鐵210之電磁線圈可(例如)藉由將一導體213 (例如，一銅帶、導線、塗料等)纏繞於一玻璃纖維環217上而形成。例如，導體213可為一合適絕緣銅導線，或替代性地，導體213可為結合一絕緣層(例如，聚酯膠膜(Mylar)層)一起纏繞以電隔離線圈之多個繞組之一銅帶。可提供一連接器219以容許一電源連接件提供電流以串聯操作線圈214a及214b。可提供電磁鐵之上側上之一類似連接器(在圖2A及圖2B中不可見)以操作線圈212a及212b。 應瞭解，電磁線圈可由任何合適材料形成且可以任何合適方式設定尺寸以便產生或促成一所要B0 磁場，此係因為態樣並不限於與任何特定類型之電磁鐵一起使用。作為可適合部分形成一電磁鐵(例如，電磁鐵210)之一非限制性實例，一電磁線圈可使用具有155匝之用以形成約23英寸至27英寸(例如，約25英寸)之一內徑、約30英寸至35英寸(例如，32英寸)之一外徑的銅帶及聚酯膠膜絕緣體來建構。然而，不同材料及/或不同尺寸可用於建構具有所要特性之一電磁線圈，此係因為態樣在此方面不受限制。(若干)上部及下部線圈可經定位以提供介於上側上之下線圈與下側上之上線圈之間的約10英寸至15英寸(例如，約12.5英寸)之一距離。應瞭解，尺寸將取決於(例如)包含場強度、視場等之所要特性而不同。 在圖2A及圖2B中所繪示之例示性B0 磁鐵中，各線圈對212及214分別藉由熱管理組件230a及230b分離，以自磁鐵轉移藉由電磁線圈及梯度線圈(圖2A及圖2B中未繪示)產生之熱以提供MRI器件之熱管理。特定言之，熱管理組件230a及230b可包括具有導管之一冷卻板，該等導管容許冷卻劑循環通過該冷卻板以自磁鐵轉移熱。該等冷卻板230a、230b可經建構以減少或消除由操作梯度線圈引發之可產生破壞由B0 磁鐵200產生之B0 磁場之電磁場之渦流。例如，熱管理組件230a及230b可相同於或類似於2015年9月4日申請之標題為「Thermal Management Methods and Apparatus」之美國申請案第14/846,042號中所描述之熱管理組件之任一者，該案之全文以引用的方式併入本文中。根據一些實施例，可消除熱管理組件，如下文進一步詳細論述。 B0 磁鐵200進一步包括磁性耦合至電磁鐵以擷取磁通量之一軛220，在不存在軛220之情況下，磁通量將會丟失且不促成上電磁線圈與下電磁線圈之間的所關注區域中之通量密度。特定言之，軛220形成連接電磁鐵之上側及下側上之線圈以便增加該等線圈之間的區域中之通量密度之一「磁路」，因此增加B0 磁鐵之成像區域(亦稱為視場)內之場強度。成像區域或視場界定其中藉由一給定B0 磁鐵產生之B0 磁場適用於成像之體積。更特定言之，成像區域或視場對應於其之B0 磁場在一所要場強度下足夠均勻使得藉由定位於其中之一物體回應於射頻激發(例如，一合適射頻脈衝序列)之施加而發射可偵測MR信號之區域。軛220包括可使用任何合適鐵磁材料(例如，鐵、鋼等)形成之框架222及板224a、224b。板224a、224b收集藉由電磁鐵210之線圈對產生之磁通量且將其引導至框架222，該框架222繼而使該通量返回至相對線圈對，藉此針對提供至線圈之相同量之操作電流使線圈對(例如，線圈對212a、212b及線圈對214a、214b)之間的成像區域中之磁通量密度增加至多2倍。因此，軛220可用於產生一較高B0 場(導致較高SNR)而無電力需求之對應增加，或軛220可用於針對一給定B0 場降低B0 磁鐵200之電力需求。 根據一些實施例，用於軛220之部分(即，框架222及/或板224a、224b)之材料係鋼，例如，一低碳鋼、矽鋼、鈷鋼等。根據一些實施例，MRI系統之梯度線圈(圖2A、圖2B中未展示)係配置成相對緊密靠近板224a、224b，從而在該等板中引發渦流。為緩解渦流，板224a、224b及/或框架222可由矽鋼構成，矽鋼通常比(例如)低碳鋼更能抵抗渦流產生。應瞭解，軛220可使用具有足夠導磁率之任何鐵磁材料建構且個別部分(例如，框架222及板224a、224b)可由相同或不同鐵磁材料構成，此係因為增加通量密度之技術並不限於與任何特定類型之材料或材料組合一起使用。此外，應瞭解軛220可使用不同幾何形狀及配置形成。 應瞭解，軛220可由任何合適材料製成且可經設定尺寸以提供所要磁通量擷取同時滿足其他設計約束(諸如重量、成本、磁性性質等)。作為一實例，軛之框架(例如，框架222)可由少於0.2%碳之一低碳鋼或矽鋼形成，其中(若干)長樑具有約38英寸之一長度、約8英寸之一寬度及約2英寸之一厚度(深度)，且(若干)短樑具有約19英寸之一長度、約8英寸之一寬度及約2英寸之一厚度(深度)。板(例如，板224a及224b)可由少於0.2%碳之一低碳鋼或矽鋼形成且具有約30英寸至35英寸(例如，約32英寸)之一直徑。然而，上文所提供之尺寸及材料僅例示可用於擷取藉由一電磁鐵產生之磁通量之一軛之一合適實施例。 作為經由使用軛220達成之改良之一實例，在不具有軛220之情況下操作電磁鐵210以產生約20 mT之一B0 磁場消耗約5 kW，而在具有軛220之情況下產生相同20 mT B0 磁場消耗約750 W電力。在具有軛220之情況下操作電磁鐵210，可使用2 kW電力產生約40 mT之一B0 磁場且可使用約3 kW電力產生約50 mT之一B0 磁場。因此，可藉由使用軛220顯著降低電力需求以容許在不具有一專屬三相電源連接件之情況下操作一B0 磁鐵。例如，美國及北美大部分地區之市電係依120 V及60 Hz提供且額定電流為15安培或20安培，從而允許利用以分別低於1800 W及2400 W操作之器件。許多場所亦具有擁有30安培額定電流之220 VAC至240 VAC插座，從而允許自此等插座供電給以至多7200 W操作之器件。根據一些實施例，利用包括一電磁鐵及一軛之一B0 磁鐵(例如，B0 磁鐵200)之一低場MRI系統經組態以經由一標準壁式插座予以供電，如下文進一步詳細論述。根據一些實施例，利用包括一電磁鐵及一軛之一B0 磁鐵(例如，B0 磁鐵200)之一低場MRI系統經組態以經由一220 VAC至240 VAC插座予以供電，亦如下文進一步詳細論述。 再次參考圖2A及圖2B，例示性B0 磁鐵200進一步包括勻場環240a、240b及勻場盤242a、242b，其經組態以增大所產生之B0 磁場以改良視場(例如，其中B0 場適用於充分MR信號產生之介於電磁鐵之上線圈與下線圈之間的區域中)中之均勻性，如其中已移除下線圈之圖2B中最佳所見。特定言之，勻場環240及勻場盤242經設定尺寸及配置以增加藉由電磁鐵至少在B0 磁鐵之視場內產生之磁場之均勻度。特定言之，可選取勻場環240a、240b之高度、厚度及材料以及勻場盤242a、242b之直徑、厚度及材料以便達成具有合適均勻性之一B0 場。例如，勻場盤可具有約5英寸至6英寸之一直徑及約.3英寸至.4英寸之一寬度。一勻場環可由複數個圓弧區段(例如，8個圓弧區段)形成，各圓弧區段具有約20英寸至22英寸之一高度及約2英寸之一寬度以形成具有約21英寸至22英寸之間之一內徑及具有約23英寸至24英寸之間之一外徑之一環。 B0 磁鐵之重量係MRI系統之總重量之一重要部分，其繼而影響MRI系統之可攜帶性。在針對軛及勻場組件主要使用低碳鋼及/或矽鋼之實施例中，類似於前文所描述之B0 磁鐵設定尺寸之一例示性B0 磁鐵200可重約550千克。根據一些實施例，鈷鋼(CoFe)可用作軛(及可能勻場組件)之主要材料，從而潛在地將B0 磁鐵200之重量減小至約450千克。然而，CoFe通常比(例如)低碳鋼更昂貴，從而提高系統之成本。因此，在一些實施例中，選擇組件可使用CoFe形成以平衡由其使用所引起之成本與重量之間的折衷。可使用此等例示性B0 磁鐵(例如)藉由將B0 磁鐵整合於一外殼、框架或其他本體內來建構一可攜式、可載運或可以其他方式運送之MRI系統，腳輪、車輪或其他運動構件可附接至該外殼、框架或其他本體以容許將MRI系統運送至所要位置(例如，藉由手動推動MRI系統及/或包含機動輔助)。因此，可將一MRI系統帶至需要其之位置，以增加其可用性及用作一臨床儀器且使先前不可行之MRI應用可用。 採用一B0 磁鐵(諸如B0 磁鐵200)之一低場MRI系統之總電力消耗之主要促成因素係電磁鐵(例如，電磁鐵210)。例如，在一些實施例中，電磁鐵可消耗整個MRI系統之電力之80%或更多。為顯著降低MRI系統之電力需求，本發明者已開發利用永久磁鐵來產生及/或促成B0 電磁場之B0 磁鐵。根據一些實施例，B0 電磁鐵係用永久磁鐵取代以作為B0 電磁場之主源。永久磁鐵係指一旦被磁化便維持其自身持久磁場之任何物體或材料。可經磁化以產生一永久磁鐵之材料在本文中被稱為鐵磁性且(作為非限制性實例)包含鐵、鎳、鈷、釹(NdFeB)合金、釤鈷(SmCo)合金、鋁鎳鈷(AlNiCo)合金、鍶鐵氧體、鋇鐵氧體等。永久磁鐵材料(例如，已藉由一磁化場驅動至飽和之可磁化材料)在移除驅動場時保持其磁場。藉由一特定材料保持之磁化量被稱為材料之剩磁。因此，一旦經磁化，一永久磁鐵便產生對應於其剩磁之一磁場而無需一電源來產生該磁場。 圖3A繪示根據一些實施例之一永久B0 磁鐵。特定言之，B0 磁鐵300係藉由配置成一雙平面幾何形狀之永久磁鐵310a及310b以及一軛320形成，該軛320擷取藉由該等永久磁鐵產生之電磁通量且將通量傳送至相對永久磁鐵以增加永久磁鐵310a與310b之間的通量密度。永久磁鐵310a及310b之各者係由複數個同心永久磁鐵形成。特定言之，如圖3中可見，永久磁鐵310b包括永久磁鐵之一外環314a、永久磁鐵之一中環314b、永久磁鐵之一內環314c及處於中心之一永久磁盤314d。永久磁鐵310a可包括與永久磁鐵310b相同之永久磁鐵元件組。 可取決於系統之設計要求來選擇所使用之永久磁鐵材料。例如，根據一些實施例，永久磁鐵(或其之某一部分)可由NdFeB製成，其一旦經磁化便產生每單位體積之材料一相對較高磁場之一磁場。根據一些實施例，使用SmCo材料以形成永久磁鐵或其之某一部分。雖然NdFeB產生較高場強度(且一般而言比SmCo便宜)，但SmCo展現較少熱漂移且因此在面對溫度波動時提供一更穩定磁場。可使用其他類型之(若干)永久磁鐵材料，此係因為態樣在此方面不受限制。一般而言，所利用之類型或諸類型之永久磁鐵材料將至少部分取決於一給定B0 磁鐵實施方案之場強度、溫度穩定性、重量、成本及/或易於使用要求。 永久磁環係經設定大小及配置以在永久磁鐵310a與310b之間的中心區域(視場)中產生具有一所要強度之一均勻場。在圖3A中所繪示之例示性實施例中，各永久磁環包括複數個區段，各區段使用在徑向方向上堆疊之複數個塊體形成且圍繞周邊彼此相鄰定位以形成各自環。本發明者已瞭解，藉由(在切向於環之方向上)改變各永久磁鐵之寬度，可達成有用空間之較少浪費同時使用較少材料。例如，可藉由(例如)依據塊體之徑向位置而改變塊體之寬度來減少堆疊之間不產生有用磁場之空間，從而容許更緊密裝配以減少浪費空間且最大化可在一給定空間中產生之磁場量。亦可以任何所要方式改變塊體之尺寸以促進產生具有所要強度及均勻性之一磁場，如下文進一步詳細論述。 B0 磁鐵300進一步包括軛320，該軛320經組態及配置以擷取藉由永久磁鐵310a及310b產生之磁通量且將該磁通量引導至B0 磁鐵之相對側以增加永久磁鐵310a與310b之間的通量密度，從而增加B0 磁鐵之視場內之場強度。藉由擷取磁通量及將其引導至永久磁鐵310a與310b之間的區域，可使用較少永久磁鐵材料來達成一所要場強度，藉此減小B0 磁鐵之大小、重量及成本。替代性地，對於給定永久磁鐵，可增加場強度，因此在不必使用增加量之永久磁鐵材料之情況下改良系統之SNR。對於例示性B0 磁鐵300，軛320包括一框架322以及板324a及324b。以類似於上文結合軛220所描述之方式之一方式，板324a及324b擷取藉由永久磁鐵310a及310b產生之磁通量且將該磁通量引導至框架322以經由該軛之磁返回路徑(magnetic return path)循環以增加B0 磁鐵之視場中之通量密度。軛320可由任何所要鐵磁材料(例如，低碳鋼、CoFe及/或矽鋼等)構成以針對軛提供所要磁性性質。根據一些實施例，板324a及324b (及/或框架322或其之部分)可在其中梯度線圈可最普遍引發渦流之區域中由矽鋼或類似者構成。 例示性框架322包括分別附接至板324a及324b之臂323a及323b，及針對藉由永久磁鐵產生之通量提供磁返回路徑之支撐件325a及325b。該等臂通常經設計以減少支撐永久磁鐵所需之材料量同時針對用於藉由永久磁鐵產生之磁通量之返回路徑提供足夠橫截面。臂323a具有在用於藉由B0 磁鐵產生之B0 場之一磁返回路徑內之兩個支撐件。支撐件325a及325b經產生而在其間形成有一間隙327，從而提供框架之穩定性及/或結構之輕度之一量度同時對藉由永久磁鐵產生之磁通量提供足夠橫截面。例如，磁通量之返回路徑所需之橫截面可在兩個支撐結構之間劃分，因此提供一足夠返回路徑同時增加框架之結構完整性。應瞭解，可將額外支撐件添加至結構，此係因為本技術並不限於僅與兩個支撐件及任何特定數目之多個支撐結構一起使用。 如上文所論述，例示性永久磁鐵310a及310b包括與中心處之一永久磁盤同心配置之複數個永久磁性材料環。各環可包括用以形成各自環之複數個鐵磁材料堆疊，且各堆疊可包含一或多個塊體，該等塊體可具有任何數目(在一些實施例中及/或在一些環中包含一單個塊體)。形成各環之塊體可經設定尺寸及配置以產生一所要磁場。本發明者已認識到，塊體可依許多方式設定尺寸以降低成本、減輕重量及/或改良所產生之磁場之均勻性，如結合根據一些實施例之一起形成一B0 磁鐵之永久磁鐵之例示性環進一步詳細論述。 圖3B繪示可(例如)用作圖3A中所繪示之B0 磁鐵300之永久磁鐵310a及310b之設計之一永久磁鐵310之一俯視圖。永久磁鐵310包括同心環310a、310b及310c (各同心環由複數個鐵磁塊體堆疊構成)以及處於中心之一鐵磁盤310d。永久磁鐵所附接至之軛之框架之方向係藉由箭頭22指示。在其中軛不對稱(例如，軛320)之實施例中，軛將引起藉由永久磁鐵產生之磁場(軛針對其擷取及聚焦磁通量)亦不對稱，從而負面影響B0 磁場之均勻度。 根據一些實施例，改變塊體尺寸以補償軛對藉由永久磁鐵產生之磁場之效應。例如，可取決於各自塊體所處之區域來改變圖3B中標記之四個區域315a、315b、315c及315d中之塊體之尺寸。特定言之，塊體之高度(例如，法向於圓形磁鐵310之平面之塊體之尺寸)在最遠離框架之區域315c中可大於最靠近框架之區域315a中之對應塊體。塊體高度可在一或多個環或其部分中改變，因為補償軛之效應之技術並不限於改變任何特定塊體、塊體組及/或任何特定尺寸。改變塊體尺寸以補償軛效應之一實例係在下文進一步詳細論述。 圖4A及圖4B繪示根據一些實施例之一內環410 (例如，圖3B中所繪示之環310c)之不同視圖。例示性環410包含各有兩個塊體之複數個(在圖4A及圖4B中為十二個)堆疊，因此形成鐵磁塊體(例如，由NdFeB、SmCo等形成之塊體)之兩個子環。內子環係由具有一長度x0 、一寬度y0 及一高度(或深度) z0 之塊體(例如，例示性塊體405b)形成。外子環係由具有一長度x1 、一寬度y0 及一高度(或深度) z0 之塊體(例如，例示性塊體405a)形成。如所展示，外子環中之塊體具有大於內子環中之塊體之一長度(即，x0 ＜ x1 )，從而減少相鄰塊體之間的空白空間量(與外子環中之塊體經形成具有一長度x0 之情況相比)。因而其中含有例示性環410之更多空間由場產生磁性材料佔據，從而增加相同量之空間中之場強度。應瞭解，例示性環410中之配置僅係闡釋性且可使用塊體之其他配置(例如，堆疊之數目及各堆疊內之塊體之數目)，此係因為態樣在此方面不受限制。 圖5A至圖5C及圖6A至圖6C繪示包括一內永久磁環之內子環及外子環之塊體之例示性尺寸(例如，形成永久磁環410之塊體405a及405b之例示性尺寸)。特定言之，圖5A中所繪示之例示性塊體505 (例如，內永久磁環410或310c之內子環中之一塊體)可經製造以具有尺寸x0 、y0 及z0 。根據一些實施例，x0 具有在20毫米與25毫米之間的一範圍中之尺寸，y0 具有8毫米與12毫米之間的尺寸，且z0 具有19毫米與23毫米之間的尺寸。圖6A中所繪示之例示性塊體605 (例如，內永久磁環410之外子環中之一塊體)可經製造以具有尺寸x1 、y0 及z0 。根據一些實施例，x1 具有在27毫米與32毫米之間的一範圍中之尺寸。應瞭解，例示性塊體505及605之尺寸僅係闡釋性且該等尺寸可視需要選擇且在此方面不受限制。此外，可使用鐵磁材料之任一者或組合來形成塊體，此係因為態樣並不限於與任何特定類型之磁性材料一起使用。 圖7A及圖7B繪示根據一些實施例之在遠離軛框架之一象限中之中環710之一部分715 (例如，圖3B中所繪示之象限315c中之環310b之部分)的不同視圖。環710之例示性部分715包含各具有三個塊體之複數個(在圖7A及圖7B中為五個)堆疊，因此形成鐵磁塊體(例如，由NdFeB、SmCo等形成之塊體)之三個子環。內子環係由具有一長度x2 、一寬度y1 及一高度(或深度) z1 之塊體(例如，例示性塊體705c)形成。中子環係由具有一長度x3 、一寬度y1 及一高度(或深度) z1 之塊體(例如，例示性塊體705b)形成。外子環係由具有一長度x4 、一寬度y1 及一高度(或深度) z1 之塊體(例如，例示性塊體705a)形成。如所展示，外子環中之塊體具有大於中子環中之塊體之一長度，該中子環中之塊體繼而具有大於內子環中之塊體之一長度(即，x2 ＜ x3 ＜ x4 )，從而減少相鄰塊體之間的空白空間量(與所有子環中之塊體經形成具有一長度x2 之情況相比)。因而其中含有例示性環710之更多空間由場產生磁性材料佔據，從而增加相同量之空間中之場強度。應瞭解，例示性環710中之配置僅係闡釋性且可使用塊體之其他配置(例如，堆疊之數目及各堆疊內之塊體之數目)，此係因為態樣在此方面不受限制。 圖7C及圖7D繪示根據一些實施例之在相對於軛框架處於中間之(若干)象限中之中環710之一部分715’ (例如，圖3B中所繪示之象限315b及/或315d中之環310b之部分)的不同視圖。即，(例如)在其中中間象限與軛框架等距之實施例中，部分715’可用於兩個中間象限。環710之例示性部分715’包含各具有三個塊體之複數個(在圖7C及圖7D中為五個)堆疊，因此形成鐵磁塊體(例如，由NdFeB、SmCo等形成之塊體)之三個子環。內子環係由具有一長度x2 、一寬度y1 及一高度(或深度) z2 之塊體(例如，例示性塊體705c’)形成。中子環係由具有一長度x3 、一寬度y1 及一高度(或深度) z2 之塊體(例如，例示性塊體705b’)形成。外子環係由具有一長度x4 、一寬度y1 及一高度(或深度) z2 之塊體(例如，例示性塊體705a’)形成。如所展示，該外子環中之塊體具有大於該中子環中之塊體之一長度，該中子環中之塊體繼而具有大於該內子環中之塊體之一長度(即，x2 ＜ x3 ＜ x4 )，從而減少相鄰塊體之間的空白空間量(與所有子環中之塊體經形成具有一長度x2 之情況相比)。因而其中含有例示性環710之更多空間由場產生磁性材料佔據，從而增加相同量之空間中之場強度。應瞭解，例示性環710中之配置僅係闡釋性且可使用塊體之其他配置(例如，堆疊之數目及各堆疊內之塊體之數目)，此係因為態樣在此方面不受限制。 圖7E及圖7F繪示根據一些實施例之在最靠近軛框架之一象限中之中環710之一部分715’’ (例如，圖3B中所繪示之象限315a中之環310b之部分)的不同視圖。環710之例示性部分715’’包含各具有三個塊體之複數個(在圖7E及圖7F中為五個)堆疊，因此形成鐵磁塊體(例如，由NdFeB、SmCo等形成之塊體)之三個子環。內子環係由具有一長度x2 、一寬度y1 及一高度(或深度) z3 之塊體(例如，例示性塊體705c’’)形成。中子環係由具有一長度x3 、一寬度y1 及一高度(或深度) z3 之塊體(例如，例示性塊體705b’’)形成。外子環係由具有一長度x4 、一寬度y1 及一高度(或深度) z3 之塊體(例如，例示性塊體705a’’)形成。如所展示，該外子環中之塊體具有大於該中子環中之塊體之一長度，該中子環中之塊體繼而具有大於該內子環中之塊體之一長度(即，x2 ＜ x3 ＜ x4 )，從而減少相鄰塊體之間的空白空間量(與所有子環中之塊體經形成具有一長度x2 之情況相比)。因而其中含有例示性環710之更多空間由場產生磁性材料佔據，從而增加相同量之空間中之場強度。應瞭解，例示性環710中之配置僅係闡釋性且可使用塊體之其他配置(例如，堆疊之數目及各堆疊內之塊體之數目)，此係因為態樣在此方面不受限制。 圖8A至圖8C、圖9A至圖9C及圖10A至圖10C繪示包括一中間永久磁環之內子環、中子環及外子環之塊體之例示性尺寸(例如，形成圖7A至圖7F中所繪示之永久磁環710之塊體705a至705c、705a’至705c’及705a’’至705c’’之例示性尺寸)。特定言之，圖8A中所繪示之例示性塊體805 (例如，中間永久磁環710或310b之內子環中之一塊體)可經製造以具有如圖8B及圖8C中所標記之尺寸x2 、y1 及zn 。根據一些實施例，x2 具有在31毫米與35毫米之間的一範圍中之尺寸，y1 具有在6毫米與10毫米之間的尺寸，且zn 具有在21毫米與25毫米之間的尺寸。圖9A中所繪示之例示性塊體905 (例如，中間永久磁環710或310b之中子環中之一塊體)可經製造以具有如圖9B及圖9C中所標記之尺寸x3 、y1 及zn 。根據一些實施例，x3 具有在34毫米與38毫米之間的一範圍中之尺寸。類似地，圖10A中所繪示之例示性塊體1005 (例如，中間永久磁環710或310b之外子環中之一塊體)可經製造以具有如圖10B及圖10C中所標記之尺寸x4 、y1 及zn 。根據一些實施例，x4 具有在37毫米與41毫米之間的一範圍中之尺寸。應瞭解，例示性塊體805、905及1005之尺寸僅係闡釋性且該等尺寸可視需要選擇且在此方面不受限制。此外，可使用鐵磁材料之任一者或組合來形成塊體，此係因為態樣並不限於與任何特定類型之磁性材料一起使用。如上文所論述，可改變塊體之高度以補償由軛之存在所引起之磁場之均勻性之效應。根據一些實施例，zn 取決於塊體出現於哪一象限上(例如，塊體是否在象限715、715’或715’’中)而改變，其進一步細節在下文論述。 圖11A及圖11B繪示根據一些實施例之在遠離軛框架之一象限中之外環1110之一部分1115 (例如，圖3B中所繪示之象限315c中之環310a之部分)的不同視圖。環1110之例示性部分1115包含各具有三個塊體之複數個(在圖11A及圖11B中為九個)堆疊，因此形成鐵磁塊體(例如，由NdFeB、SmCo等形成之塊體)之三個子環。內子環係由具有一長度x5 、一寬度y2 及一高度(或深度) z4 之塊體(例如，例示性塊體1105c)形成。中子環係由具有一長度x6 、一寬度y2 及一高度(或深度) z4 之塊體(例如，例示性塊體1105b)形成。外子環係由具有一長度x7 、一寬度y2 及一高度(或深度) z4 之塊體(例如，例示性塊體1105a)形成。如所展示，該外子環中之塊體具有大於該中子環中之塊體之一長度，該中子環中之塊體繼而具有大於該內子環中之塊體之一長度(即，x5 ＜ x6 ＜ x7 )，從而減少相鄰塊體之間的空白空間量(與所有子環中之塊體經形成具有一長度x5 之情況相比)。因而其中含有例示性環1110之更多空間由場產生磁性材料佔據，從而增加相同量之空間中之場強度。應瞭解，例示性環1110中之配置僅係闡釋性且可使用塊體之其他配置(例如，堆疊之數目及各堆疊內之塊體之數目)，此係因為態樣在此方面不受限制。 圖11C及圖11D繪示根據一些實施例之在相對於軛框架處於中間之(若干)象限中之外環1110之一部分1115’ (例如，圖3B中所繪示之象限315b及/或315d中之環310a之部分)的不同視圖。即，(例如)在其中中間象限與軛框架等距之實施例中，部分1115’可用於兩個中間象限。環1110之例示性部分1115’包含各具有三個塊體之複數個(在圖11C及圖11D中為九個)堆疊，因此形成鐵磁塊體(例如，由NdFeB、SmCo等形成之塊體)之三個子環。內子環係由具有一長度x5 、一寬度y2 及一高度(或深度) z5 之塊體(例如，例示性塊體1105c’)形成。中子環係由具有一長度x6 、一寬度y2 及一高度(或深度) z5 之塊體(例如，例示性塊體1105b’)形成。外子環係由具有一長度x7 、一寬度y2 及一高度(或深度) z5 之塊體(例如，例示性塊體1105a’)形成。如所展示，該外子環中之塊體具有大於該中子環中之塊體之一長度，該中子環中之塊體繼而具有大於該內子環中之塊體之一長度(即，x5 ＜ x6 ＜ x7 )，從而減少相鄰塊體之間的空白空間量(與所有子環中之塊體經形成具有一長度x5 之情況相比)。因而其中含有例示性環1110之更多空間由場產生磁性材料佔據，從而增加相同量之空間中之場強度。應瞭解，例示性環1110中之配置僅係闡釋性且可使用塊體之其他配置(例如，堆疊之數目及各堆疊內之塊體之數目)，此係因為態樣在此方面不受限制。 圖11E及圖11F繪示根據一些實施例之在最靠近軛框架之一象限中之外環1110之一部分1115’’ (例如，圖3B中所繪示之象限315a中之環310a之部分)的不同視圖。環1110之例示性部分1115’’包含各具有三個塊體之複數個(在圖11E及圖11F中為九個)堆疊，因此形成鐵磁塊體(例如，由NdFeB、SmCo等形成之塊體)之三個子環。內子環係由具有一長度x5 、一寬度y2 及一高度(或深度) z6 之塊體(例如，例示性塊體1105c’’)形成。中子環係由具有一長度x6 、一寬度y2 及一高度(或深度) z6 之塊體(例如，例示性塊體1105b’’)形成。外子環係由具有一長度x7 、一寬度y2 及一高度(或深度) z6 之塊體(例如，例示性塊體1105a’’)形成。如所展示，該外子環中之塊體具有大於該中子環中之塊體之一長度，該中子環中之塊體繼而具有大於該內子環中之塊體之一長度(即，x5 ＜ x6 ＜ x7 )，從而減少相鄰塊體之間的空白空間量(與所有子環中之塊體經形成具有一長度x5 之情況相比)。因而其中含有例示性環1110之更多空間由場產生磁性材料佔據，從而增加相同量之空間中之場強度。應瞭解，例示性環1110中之配置僅係闡釋性且可使用塊體之其他配置(例如，堆疊之數目及各堆疊內之塊體之數目)，此係因為態樣在此方面不受限制。 圖12A至圖12C、圖13A至圖13C及圖14A至圖14C繪示包括一外永久磁環之內子環、中子環及外子環之塊體之例示性尺寸(例如，形成永久磁環1110之塊體1105a至1105c、1105a’至1105c’及1105a’’至1105c’’之例示性尺寸)。特定言之，圖12A中所繪示之例示性塊體1205 (例如，外永久磁環1110或310a之內子環中之一塊體)可經製造以具有如圖12B及圖12C中所標記之尺寸x5 、y2 及zi 。根據一些實施例，x5 係在34毫米與38毫米之間的一範圍中，y2 係在16毫米與20毫米之間的一範圍中，且zi 係在22毫米與27毫米之間的一範圍中。圖13A中所繪示之例示性塊體1305 (例如，外永久磁環1110或310a之中子環中之一塊體)可經製造以具有如圖13B及圖13C中所標記之尺寸x6 、y2 及zi 。根據一些實施例，x6 係在37毫米與43毫米之間的一範圍中，y2 係在16毫米與20毫米之間的一範圍中，且zi 係在22毫米與27毫米之間的一範圍中。類似地，圖14A中所繪示之例示性塊體1405 (例如，外永久磁環1110或310a之外子環中之一塊體)可經製造以具有如圖14B及圖14C中所標記之尺寸x7 、y2 及zi 。根據一些實施例，x7 係在40毫米與45毫米之間的一範圍中，y2 係在16毫米與20毫米之間的一範圍中，且zi 係在22毫米與27毫米之間的一範圍中。應瞭解，例示性塊體1205、1305及1405之尺寸僅係闡釋性且該等尺寸可視需要選擇且在此方面不受限制。此外，可使用鐵磁材料之任一者或組合來形成塊體，此係因為態樣並不限於與任何特定類型之磁性材料一起使用。如上文所論述，可改變塊體之高度以補償由軛之存在所引起之磁場之均勻性之效應。根據一些實施例，zi 取決於塊體出現於哪一象限上(例如，塊體是否在象限1115、1115’或1115’’中)而改變，其進一步細節在下文論述。 應瞭解，圖3A中所繪示之永久磁鐵可使用任何數目及配置之永久磁塊來製造且並不限於本文中所繪示之數目、配置、尺寸或材料。永久磁鐵之組態將至少部分取決於B0 磁鐵之設計特性，包含(但不限於)：其中B0 磁鐵意欲操作之MRI系統所需之場強度、視場、可攜帶性及/或成本。例如，永久磁塊可經設定尺寸以取決於所要場強度而產生在20 mT至.1 T之範圍內之一磁場。然而，應瞭解，可藉由增加永久磁鐵之尺寸來產生其他低場強度(例如，高達約.2 T)，但此等增加亦將增加B0 磁鐵之尺寸、重量及成本。 如上文所論述，可改變用於不同象限中之塊體之高度或深度來補償由一不對稱軛所引起之對B0 磁場之效應。例如，在圖3A中所繪示之組態中，框架322 (特定言之，支腿325a及325b)相對於永久磁鐵310a及310b之位置導致磁通量自接近框架之區域抽離(例如，象限315a)，從而降低此等區域中之通量密度。為解決磁場中之所得不均勻度，可改變(例如，增加)受影響區域中之塊體之高度或深度來產生額外磁通量以補償由軛引起之磁通量密度之降低，藉此改良B0 磁鐵之視場內之B0 磁場之均勻性。 本發明者已瞭解，可選取用於永久磁塊之配置、尺寸及材料以最小化在梯度線圈之操作期間由B0 線圈產生之勞倫茲(Lorentz)力。此技術可用於在MRI系統之操作期間減少振動及聲音雜訊。根據一些實施例，可選取永久磁塊之設計以減少垂直於B0 場(即，平行於梯度線圈之平面)之磁場分量。根據一些實施例，永久磁塊之外環經設計以在操作期間在MRI系統之視場外部之區域中減少造成梯度線圈之振動之磁場分量，藉此減少在MRI系統之操作期間產生之振動及聲音雜訊。 圖15A至圖15C繪示根據一些實施例之一例示性永久磁盤(例如，圖3B中所繪示之永久磁盤310d)。永久磁盤1510經組態以放置於永久磁鐵(例如，圖3A中所繪示之永久磁鐵310a及/或310b)之中心處以促成藉由該永久磁鐵產生之B0 場。永久磁盤1510可由任何合適鐵磁材料(例如，NdFeB、SmCo等)形成且具有合適尺寸使得在被磁化時永久磁盤產生一所要磁場。例示性永久磁盤1510具有一直徑D (例如，在32毫米與36毫米之間的範圍中)及一厚度z7 (例如，在18毫米與22毫米之間的範圍中)，但可使用任何尺寸來滿足一特定B0 磁鐵之設計要求(例如，以達成一所要場強度及/或均勻性)。 圖16繪示根據一些實施例之一B0 磁鐵1600。B0 磁鐵1600可與圖3A中所繪示之B0 磁鐵300共用設計組件。特定言之，B0 磁鐵1600係藉由配置成一雙平面幾何形狀之永久磁鐵1610a及1610b與一軛1620形成，該軛1620耦合至該等永久磁鐵1610a及1610b以擷取藉由該等永久磁鐵產生之電磁通量且將該通量傳送至相對永久磁鐵以增加永久磁鐵1610a與1610b之間的通量密度。永久磁鐵1610a及1610b之各者係由複數個同心永久磁鐵形成，如藉由包括永久磁鐵之一外環1614a、永久磁鐵之一中環1614b、永久磁鐵之一內環1614c及處於中心之一永久磁盤1614d之永久磁鐵1610b所展示。永久磁鐵1610a可包括與永久磁鐵1610b相同之永久磁鐵元件組。可取決於系統之設計要求來選擇所使用之永久磁鐵材料(例如，取決於所要性質選擇NdFeB、SmCo等)。 永久磁環係經設定大小及配置以在永久磁鐵1610a與1610b之間的中心區域(視場)中產生具有一所要強度之一均勻場。特定言之，在圖16中所繪示之例示性實施例中，各永久磁環包括經設定大小及定位以產生一所要B0 磁場之複數個圓弧區段，如下文進一步詳細論述。以類似於圖3A中所繪示之軛320之一方式，軛1620經組態及配置以擷取藉由永久磁鐵1610a及1610b產生之磁通量且將該磁通量引導至B0 磁鐵之相對側以增加永久磁鐵1610a與1610b之間的通量密度。軛1620藉此在較少永久磁鐵材料的情況下增加B0 磁鐵之視場內之場強度，從而減小B0 磁鐵之尺寸、重量及成本。軛1620亦包括一框架1622以及板1624a及1624b，其以類似於上文結合軛1620所描述之方式之一方式擷取藉由永久磁鐵1610a產生之磁通量且經由軛之磁返回路徑使該磁通量循環以增加B0 磁鐵之視場中之通量密度。軛1620之結構可類似於上文所描述之結構以提供足以容納藉由永久磁鐵產生之磁通量之材料且提供足夠穩定性，同時最小化用於(例如)降低B0 磁鐵之成本及重量之材料量。 圖17繪示可(例如)用作圖16中所繪示之B0 磁鐵1600之永久磁鐵1610a及1610b之設計之一永久磁鐵1710之一俯視圖。永久磁鐵1710包括同心環1710a、1710b及1710c (各同心環由鐵磁材料之複數個圓弧區段構成)以及處於中心之一鐵磁盤1710d。永久磁鐵附接其上之軛之框架之方向係藉由箭頭22指示。在軛不對稱(例如，軛1620)之實施例中，軛將引起藉由永久磁鐵產生之磁場(軛針對其擷取及聚焦磁通量)亦不對稱，從而負面影響B0 磁場之均勻度。根據一些實施例，改變圓弧區段之一或多個尺寸以補償軛對藉由永久磁鐵產生之磁場產生之效應。例如，可改變圖17中所標記之四個象限1715a、1715b、1715c及1715d中之圓弧區段之一或多個尺寸來補償軛對B0 磁場之效應，如下文進一步詳細論述。 圖18A及圖18B繪示根據一些實施例之一內環1810 (例如，圖17中所繪示之環1710c)的不同視圖。例示性環1810包含複數個(在圖18A及圖18B中所繪示之例示性環1810中為八個)鐵磁圓弧區段(例如，由NdFeB、SmCo等形成之區段)，各鐵磁圓弧區段跨越環之45º。在例示性環1810中，圓弧區段(例如，例示性圓弧區段1805)經設定尺寸以便提供具有內半徑R1及外半徑R2以及一高度或深度z8 之一環。根據一些實施例，內環1810具有在45 mm與47 mm之間(例如，46.08 mm)之R1、在62 mm與64 mm之間(例如，62.91 mm)之R2及在22 mm與25 mm之間(例如，23.46 mm)之z8 之尺寸。應瞭解，可視需要選取圓弧區段之數目及圓弧區段之尺寸以產生一所要B0 磁場(例如，一所要場強度及/或均勻性)，此係因為態樣在此方面不受限制。 圖18C及圖18D繪示可用於形成圖18E中所繪示之中環1810’ (例如，圖17中所繪示之環1710b)之一區段1815’的不同視圖。例如，區段1815’可用於提供如圖18E中所繪示之象限Q1至Q4中之區段(又，例如，圖17中所繪示之環1710b之象限1715a至1715d中之區段)。例示性部分1815’包含複數個鐵磁圓弧區段(例如，由NdFeB、SmCo等形成之區段)。在圖18C至圖18E中，各跨越45º之兩個圓弧區段(例如，例示性圓弧區段1805’)形成環1810’之一象限。在環1810’之例示性部分1815’中，圓弧區段經設定尺寸以便提供具有內半徑R1及外半徑R2以及一高度或深度z9 之一環，可針對各象限選取該等尺寸以達成一所要磁場，在下文提供其之非限制性實例。 圖18F及圖18G繪示可用於形成圖18H中所繪示之外環1810’’ (例如，圖17中所繪示之環1710a)之一區段1815’’的不同視圖。例如，區段1815’’可用於提供如圖18H中所繪示之象限Q1至Q4中之區段(又，例如，圖17中所繪示之環1710a之象限1715a至1715d中之區段)。例示性部分1815’’包含複數個鐵磁圓弧區段(例如，由NdFeB、SmCo等形成之區段)。在圖18F至圖18H中，各跨越環1810’’之18º之五個圓弧區段(例如，例示性圓弧區段1805’’)形成環1810’’之一象限。在環1810’’之例示性區段1815’’中，圓弧區段經設定尺寸以便提供具有內半徑R1及外半徑R2以及一高度或深度z10 之一環，可針對各象限選取該等尺寸以達成一所要磁場。 如上文所論述，本發明者已開發可部署於實際上任何環境中且可被帶至將經歷一成像程序之患者之低功率、可攜式低場MRI系統。以此方式，急診室、重症監護室、手術室及許多其他位置中之患者在其中MRI習知不可用之境況中可受益於MRI。在下文進一步詳細論述促進可攜式MRI之態樣。 圖19A及圖19B繪示根據一些實施例之一低功率、可攜式低場MRI系統。可攜式MRI系統1900包括一B0 磁鐵1905，該B0 磁鐵1905包含藉由一鐵磁軛1920彼此磁性耦合之至少一第一永久磁鐵1910a及至少一第二永久磁鐵1910b，該鐵磁軛1920經組態以擷取及引導磁通量以增加該MRI系統之成像區域(視場)內之磁通量密度。永久磁鐵1910a及1910b可使用任何合適技術建構，包含本文中所描述之技術之任一者(例如，使用結合圖3A中所繪示之B0 磁鐵300及/或圖16中所繪示之B0 磁鐵1600描述及在其隨附描述中描述之技術、設計及/或材料之任一者)。軛1920亦可使用本文中所描述之技術之任一者(例如，使用結合圖3A及圖16中所繪示之軛320及軛1620描述及其隨附描述中描述之技術、設計及/或材料之任一者)建構。應瞭解，在一些實施例中，B0 磁鐵1905可使用電磁鐵利用本文中所描述之電磁鐵技術之任一者(例如，使用結合圖2A及圖2B中所繪示之B0 磁鐵200描述及其隨附描述中描述之技術、設計及/或材料之任一者)形成。B0 磁鐵1905可連同一或多個其他磁性組件(諸如系統之梯度線圈(例如，x梯度線圈、y梯度線圈及z梯度線圈)及/或任何勻場組件(例如，勻場線圈或永久磁性填隙片)、B0 校正線圈等)一起包封或圍封於一外殼1912中。 B0 磁鐵1905可藉由一定位機構1990 (諸如一測角載台(下文結合圖45A至圖45D及圖46A至圖46B進一步詳細論述其實例))耦合至或以其他方式附接或安裝至基座1950，使得B0 磁鐵可傾斜(例如，圍繞其質心旋轉)以視需要提供一傾斜以適應患者之解剖結構。在圖19A中，B0 磁鐵係展示為水平而無傾斜，且在圖19B中，展示在經歷一旋轉之後以使支撐經掃描之患者之解剖結構的表面傾斜之B0 磁鐵。定位機構1990可固定至經配置以支撐B0 磁鐵1905之重量之基座1950之一或多個承載結構。 除了提供用於支撐B0 磁鐵之承載結構之外，基座1950亦包含經組態以容置操作可攜式MRI系統1900所需之電子器件1970之一內部空間。例如，基座1950可容置用以操作梯度線圈(例如，X、Y及Z)及RF傳輸/接收線圈之電源組件。本發明者已開發大體上低功率、低雜訊及低成本梯度放大器，其經組態以在低場體系中適當供電給梯度線圈，經設計為相對低成本，且經建構用於安裝於可攜式MRI系統之基座內(即，而非如習知所進行般靜態架設(racked)於一固定設施之一單獨室中)。在下文進一步詳細描述用以操作梯度線圈之合適電源組件之實例(例如，結合圖20至圖34所描述之電源組件)。根據一些實施例，用於供電給一MRI系統之梯度線圈之電力電子器件在系統閒置時消耗小於50 W且在MRI系統操作時(即，在影像獲取期間)消耗100 W至300 W之間。基座1950亦可容置RF線圈放大器(即，用以操作系統之傳輸/接收線圈之電力放大器)、電源供應器、控制台、配電單元及用以操作MRI系統所需之其他電子器件，在下文描述其進一步細節。 根據一些實施例，操作可攜式MRI系統1900所需之電子器件1970消耗少於1 kW電力，在一些實施例中少於750 W電力，且在一些實施例中少於500 W電力(例如，利用一永久B0 磁鐵解決方案之MRI系統)。在下文進一步詳細論述用於促進一MRI器件之低功率操作之技術。然而，亦可利用消耗更多電力之系統，此係因為態樣在此方面不受限制。可經由一單個電源連接件1975供電給圖19A及圖19B中所繪示之例示性可攜式MRI系統1900，該電源連接件1975經組態以連接至一市電電源，諸如提供單相電力之一插座(例如，一標準插座或大型電器插座)。因此，可攜式MRI系統可插入至一單個可用電源插座中且自其操作，從而無需一專屬電源(例如，無需一專屬三相電源以及將三相電力轉換成單相電力以分配至MRI系統之對應組件之進一步電力轉換電子器件)且增加MRI系統之可用性及其中可使用可攜式MRI系統之境況及位置。 圖19A及圖19B中所繪示之可攜式MRI系統1900亦包括容許將該可攜式MRI系統運送至不同位置之一輸送機構1980。該輸送機構可包括經組態以促進可攜式MRI系統移動至(例如)需要MRI之一位置之一或多個組件。根據一些實施例，輸送機構包括經耦合以驅動車輪1984之一馬達1986。以此方式，輸送機構1980在將MRI系統1900運送至所要位置時提供機動輔助。輸送機構1980亦可包含用以協助支撐及穩定性以及促進運送之複數個腳輪1982。 根據一些實施例，輸送機構1980包含使用一控制器(例如，可藉由人操縱之一操縱桿或其他控制器)控制以在可攜式MRI系統運送至所要位置期間導引該可攜式MRI系統之機動輔助。根據一些實施例，輸送機構包括經組態以偵測何時對MRI系統施加力且據此回應而接合該輸送機構以在經偵測力之方向上提供機動輔助之動力輔助構件。例如，圖19A及圖19B中所繪示之基座1950之軌條1955可經組態以偵測何時對該軌條施加力(例如，藉由人員推動於該軌條上)及接合輸送機構以提供機動輔助以在該所施加力之方向上驅動車輪。因此，一使用者可藉由回應於由該使用者施加之力的方向之輸送機構之輔助導引可攜式MRI系統。動力輔助機構亦可針對碰撞提供一安全機構。特定言之，亦可偵測與另一物體(例如，一壁、床或其他結構)接觸之力且輸送機構相應地將以遠離物體之一機動運動回應作出反應。根據一些實施例，可消除機動輔助且可藉由使人員使用手動力將可攜式MRI系統移動至所要位置來運送該系統。 可攜式MRI系統1900包含對該系統之成像區域提供電磁屏蔽之滑動件1960。滑動件1960可為透明或半透明以保持MRI系統之開放感以幫助在一閉孔內執行之習知MRI期間可能經歷幽閉恐懼症之患者。滑動件1960亦可經穿孔以容許空氣流動以增加開放感及/或耗散在操作期間藉由MRI系統產生之聲音雜訊。滑動件可具有併入於其中之屏蔽1965以阻擋電磁雜訊到達成像區域。根據一些實施例，滑動件1960亦可藉由對成像區域提供屏蔽1965及促進系統之一開放感之一導電網形成。因此，滑動件1960可提供電磁屏蔽，該電磁屏蔽可移動以容許將一患者定位於系統內，從而允許在定位一患者或在獲取期間由人員進行調整，及/或使一外科醫生能夠接近患者等。因此，可移動屏蔽促進靈活性，其容許可攜式MRI系統不僅被用於未屏蔽室中，而且能夠執行原本不可用之程序。在下文進一步詳細論述提供變化之電磁屏蔽位準之例示性滑動件。 根據一些實施例，一可攜式MRI系統不包含滑動件，以提供一實質上開放成像區域，便於更容易將患者放置於系統內，從而減少幽閉恐懼症的感覺及/或改良對定位於MRI系統內之患者之接近(例如，容許一醫師或外科醫生在一成像程序之前、期間或之後接近患者而不必將患者自該系統移除)。本發明者已開發促進在變化之電磁屏蔽位準(包含未或實質上未屏蔽之成像區域)之情況下執行MRI之技術，包含經調適以抑制環境中之電磁雜訊之一雜訊抑制系統。根據一些實施例，可攜式MRI系統1900可配備有使用本文中所描述之雜訊抑制及/或避免技術之一或多者之一雜訊降低系統，以(例如)動態調適與可攜式MRI系統1900之一給定屏蔽配置之屏蔽組態一致的雜訊抑制/消除回應。因此，可攜式低場MRI系統1900可被運送至患者及/或至一所要位置且在特殊屏蔽室外(例如，在一急診室、手術室、NICU、全科醫生辦公室、診所中)操作及/或直接將病床帶至處於任何地方之患者，從而容許隨時隨地執行MRI。為促進可在實際上任何位置中操作之可攜式MRI，本發明者已開發低功率MRI系統，根據一些實施例其經組態以藉由市電(例如，來自標準或工業壁式插座之單相電力)供電，如下文進一步詳細論述。 如上文所論述，習知MRI系統消耗大量電力，需要專屬三相電源來操作。特定言之，使用超導材料形成B0 磁鐵之習知MRI系統需要消耗大量電力之低溫冷卻系統以使導體保持於一超導狀態中。此外，用於操作梯度放大器之電力放大器係汲取大量電力且通常儲存於容置系統之電子組件之一單獨室中之大型電源組件。此外，經組態以操作習知MRI系統之傳輸/接收線圈系統之電源組件亦消耗大量電力。許多習知高場MRI系統需要亦汲取大量電力之HVAC系統。 習知MRI系統係需要一專用及專屬空間之固定設施。因此，用以操作MRI系統之一專屬三相電源連接件之要求並非係針對此等系統之一重要限制，因為其僅為一習知MRI設施之許多專屬及專用特徵之一者。然而，需要一專屬三相電源顯著限制可操作一可攜式MRI系統之位置。因此，本發明者已開發促進MRI系統之可攜帶性之一低功率MRI系統。例如，根據一些實施例，一低功率MRI系統經組態以使用市電(例如，來自一標準或工業插座之單相電力)操作。在下文進一步詳細論述一低功率MRI系統之例示性態樣。 根據一些實施例，一低功率MRI系統包括一永久B0 磁鐵(例如，本文中所論述之永久磁鐵之任一者，諸如圖3A及圖16中所繪示之永久磁鐵)。因為永久B0 磁鐵一旦被磁化便將產生其自身持久磁場，所以並不需要電力來操作該永久B0 磁鐵以產生其磁場。因此，可消除一MRI系統之總電力消耗之一重要(通常佔主導地位之)促成因素，從而促進可使用市電(例如，經由一標準壁式插座或常見大型家用電器插座)供電之一MRI系統之開發，如下文結合例示性低功率MRI系統進一步詳細論述。 此外，經調適以操作一梯度線圈系統之習知電源組件至少部分歸因於費用及雜訊位準而一般不適合用於低場MRI中，且歸因於電力消耗、大小及重量而不適合用於低功率及/或可攜式MRI。例如，雖然用於操作當前可用MRI系統中之梯度線圈之習知電源組件之成本係可接受的，因為與一高場MRI設施之總成本相比係相對微不足道，但此成本在經設計為一較低成本替代物之一低場MRI系統之背景中可太高而讓人無法接受。因此，習知用於高場MRI之一電源組件之成本可不成比例地大且因此對於一些較低成本低場MRI系統而言不令人滿意。 此外，低場中(且特定言之在極低場及超低場體系中)之相對較低SNR致使習知梯度線圈電源組件不合適。特定言之，用於驅動梯度線圈之習知電源組件一般不適用於低場MRI系統，此係因為該等習知電源組件未經設計以在足夠低雜訊情況下驅動線圈。儘管藉由此等電源組件注入之雜訊在高場MRI系統之高SNR體系中係可接受的，但此等組件通常並不提供用以在一低場MRI系統中提供可接受影像品質之一足夠低雜訊位準。例如，習知電源組件可展現用於低場背景中之輸出之不令人滿意之變動(例如，漣波)，從而將相對顯著雜訊注入至一低場MRI系統之梯度線圈系統中。 此外，經組態以驅動當前可用MRI系統之梯度線圈系統之習知電源組件未經設計為電力高效，從而消耗大量電力。另外，經組態以操作當前可用MRI系統之梯度線圈系統之習知電源組件係大型、笨重器件，通常連同其他電子組件一起架設於鄰近MRI器件之一單獨室中。因此，習知梯度電源組件不適用於一低功率、可攜式MRI系統中。 本發明者已開發適於驅動一低場MRI系統之梯度線圈系統之(若干)低雜訊、低功率梯度電源組件。特定言之，由本發明者開發之技術提供適用於一低場、極低場或超低場MRI系統且更特定言之適用於可使用標準及/或通常可用之電源連接件操作之一可攜式MRI系統之一低成本、低功率、低雜訊梯度線圈系統。即，除了促進一低功率MRI系統之外，梯度線圈及梯度線圈電源組件亦促進至少部分歸因於梯度電源組件之低雜訊操作而使用習知梯度線圈系統不可達到之較低場強度下之MRI。根據一些實施例，用於供電給一MRI系統之梯度線圈之電力電子器件在系統閒置時消耗小於50 W且在MRI系統操作時(即，在影像獲取期間)消耗100 W至300 W之間，從而容許自標準壁式電源操作，在下文結合圖20至圖34進一步詳細描述其之一些實例。 圖20繪示根據一些實施例之用於驅動一電流通過一MRI系統之一線圈2002以根據一所要脈衝序列產生一磁場之驅動電路。電源組件1914基於來自控制器1906之一控制信號驅動一電流通過線圈2002。控制器1906可基於藉由控制器1906實施(或藉由一或多個其他控制器提供)之一脈衝序列而產生一控制信號來驅動電源組件1914，如上文所論述。在一些實施例中，線圈2002可為一梯度線圈1928。然而，本文中所描述之技術在此方面不受限制，因為線圈2002可為磁鐵1922之一線圈、勻場線圈1924或一RF傳輸及/或接收線圈1926。 經組態以供電給梯度線圈之電源組件通常提供相對較高電力且通常需要提供對經提供至梯度線圈之電流之精確控制，使得所要脈衝序列可被如實遞送。將命令電流遞送至梯度線圈之不準確度導致信雜比降低，此係歸因於經遞送之梯度脈衝序列與期望(且預期)脈衝序列之間的差異。經組態以驅動梯度線圈之電源組件亦應負責將命令電流遞送至梯度線圈，包含命令電流位準之間的快速轉變以便如實地產生所要脈衝序列所需之電流波形。因此，本發明者已開發能夠經控制以憑藉相對較低雜訊及相對較高效率將電流準確及精確地提供至一或多個梯度線圈以如實地再生一所要脈衝序列之電源組件，在下文進一步詳細論述該等電源組件之一些實施例。 在一些實施例中，電源組件1914可為驅動一所要電流通過線圈2002之一「電流模式」電源組件。可藉由電源組件1914回應於來自控制器1906之一電流命令而產生所要電流。就此而言，電源組件1914可操作為藉由電流命令(其可藉由控制器提供為指示待提供至線圈2002之電流之一電壓位準)控制之一電流源。控制器1906可改變電流命令，使得電源組件1914產生根據一選定脈衝序列改變之電流值。例如，控制器1906可命令電源組件根據包括複數個梯度脈衝之一脈衝序列而驅動一或多個梯度線圈。對於各梯度脈衝，電源組件可需要在該梯度脈衝之上升邊緣使提供至一對應梯度線圈之電流斜升且在該梯度脈衝之一下降邊緣使提供至該梯度線圈之電流斜降。在下文進一步詳細描述經組態以驅動梯度線圈以提供複數個此等梯度脈衝之一電源組件之例示性操作。 圖21A展示根據一些實施例之一梯度線圈電流波形之一實例。在此實例中，梯度線圈電流在0.2 ms之一時間間隔內在梯度脈衝之上升邊緣自0 A快速斜升至+20 A，在一段時間內保持為+20 A，接著在梯度脈衝之下降邊緣快速斜降至-20 A，且在一段時間內保持為-20 A。應瞭解，用以產生一梯度脈衝之例示性電流僅藉由圖解而提供且不同脈衝序列可包括具有不同電流及/或電壓要求之梯度脈衝。控制器1906及電源組件1914可經組態以根據任何合適脈衝序列驅動一或多個梯度線圈。 圖21B展示在圖21A中所展示之梯度線圈電流之上升邊緣之前、期間及之後之電流命令、梯度線圈電流及梯度線圈電壓之波形。梯度線圈電流係通過梯度線圈之電流。梯度線圈電壓係跨梯度線圈之電壓。電流命令係表示待藉由電源組件1914驅動通過梯度線圈之電流量之一信號。回應於在0 ms之一時間之一電流命令，通過梯度線圈之電流開始朝向+20 A之命令電流上升。由於梯度線圈係一電感性負載，所以需要將一相對較大電壓提供至梯度線圈以快速增大通過梯度線圈之電流。在MRI應用中，期望提供通過梯度線圈之電流之一快速增大，此係因為提供梯度線圈電流值之間的快速轉變可減少獲取時間且可需要其來實施特定脈衝序列。如應自圖21A及圖21B中所展示之例示性電壓及電流瞭解，電源組件1914可具有使用相對較高電力驅動梯度線圈之能力。 作為一實例，一梯度線圈可具有200 μH之一電感及100 mΩ之一電阻。由於通過梯度線圈之電流之變化率係與其電感成比例，所以需要將100 V之一電壓提供至梯度線圈以依100 A/ms之一速率增大其電流。然而，一旦梯度線圈電流在20 A趨於平衡，則電壓要求實質上下降。此時，由於電流不再改變，所以所需電壓取決於梯度線圈之電阻。由於梯度線圈之電阻係100 mΩ，所以需要提供至梯度線圈以使電流穩定地維持為20 A之電壓係2 V，其顯著低於在電流值之間的轉變期間所需之電壓(100 V)。然而，電流、電壓、電感及電阻之此等值係僅藉由實例提供，此係因為可使用可具有不同電感值及/或電阻值之任何合適梯度線圈設計。此外，可使用及/或需要電流、電壓、轉變時序等值之其他合適值來實施一給定脈衝序列。 由於梯度線圈之電阻可相對較低(例如，小於500 mΩ)，所以在一些實施例中，電源組件1914具有一相對較低輸出阻抗以便高效地供應命令電流。例如，根據一些實施例，電源組件1914包括經組態以供電給一或多個梯度線圈(例如，根據一所要脈衝序列將電流提供至一或多個梯度線圈)之一線性放大器。為實施具有一低輸出阻抗之一線性放大器，可使用具有低等效串聯電阻之具有合適大小之電晶體及/或可使許多電晶體並聯連接以共同產生一低電阻。互連件可經設計以具有一相對較低電阻。在一些實施例中，線性放大器之輸出阻抗可(例如)小於梯度線圈之阻抗之兩倍。在一些實施例中，跨線性放大器之電晶體之電壓降在操作中可相對較低，諸如小於5 V、小於2 V或小於1 V (且大於0 V)。使用具有一相對較低輸出阻抗之一放大器可尤其有助於驅動電流通過可具有實質上DC電流之一梯度線圈。一低輸出阻抗可改良效率且限制放大器之加熱。在下文進一步詳細論述例示性線性放大器實施方案之細節。 圖22A展示根據一些實施例之具有一電流回饋迴路及一電壓回饋迴路之一電源組件1914之一實例。電源組件1914經組態以提供根據一所要脈衝序列驅動一或多個梯度線圈所需之電流。因而，電源組件1914經設計為一低雜訊電流源，其可經精確控制以提供驅動一或多個梯度線圈所需之命令電流波形以如實地產生所要梯度磁場。電源組件1914包含一比較器2101，比較器2101在其非反相輸入端子處自控制器1906接收一電流命令且在其反相輸入端子處自一電流感測器2201接收一電流回饋信號FB。該電流命令可為表示命令電流之一電壓值。該電流回饋信號FB可為表示量測電流之一電壓值。在一些實施例中，一高品質電流感測器可用於提供可改良梯度線圈電流脈衝之準確度之一準確回饋信號FB。 比較器2101產生表示電流命令與電流回饋信號FB之間的差異之一誤差信號E (例如，一電壓)。放大器電路2102放大該誤差信號以產生提供至輸出級2103之一放大誤差信號。輸出級2103基於該放大誤差信號驅動線圈2002。藉由電流感測器2201量測通過線圈2002之電流，且將一回饋信號FB回饋至比較器2101，如上文所論述。電流回饋迴路藉此引起通過線圈2002之電流等於藉由控制器1906命令之電流。就此而言，電源組件1914可操作為一電壓控制電流源。根據一些實施例，使用一高準確度、高精確度電流感測器2201以確保提供至梯度線圈之電流輸出準確地追蹤藉由控制器1906命令之電流。因此，可使經提供以供電給梯度線圈之電流保持儘可能地接近命令電流。電源組件1914亦具有將輸出級2103之輸出電壓提供至電壓放大器電路2102之輸入之一電壓回饋迴路。 如圖22B中所繪示，電壓放大器電路2102可包含一運算放大器OA，該運算放大器OA在其非反相輸入處接收誤差信號E且在其反相輸入處接收電壓回饋信號V_FB。可透過一電阻分壓器(例如，包含電阻器R1及R2)將電壓回饋信號提供至運算放大器之反相輸入，此引起運算放大器基於該分壓器中之電阻值之比率而放大輸入電壓。任何合適電壓增益可用於電壓放大器，諸如(例如) 5至15之一增益。在一些實施例中，輸出級之電壓增益可為1 (單位增益)。 如圖22A中所繪示，在一些實施例中，控制器1906可將一命令提供至輸出級2103。控制器1906可命令輸出級2103產生適用於供應執行一脈衝序列之一對應部分所需之電流之一電源供應電壓。作為一實例，該命令可引起輸出級之一電力轉換器開始在一梯度線圈電流脈衝之前使一電源供應電壓之量值斜升。在下文參考圖33D進一步詳細論述此一命令。 在一些實施例中，輸出級2103經組態以選擇性地藉由具有不同電壓之複數個電力供應端子供電。可取決於藉由電壓放大器產生之輸出電壓而選取經選擇以供電給輸出級2103之電力供應端子。例如，當命令電源組件產生一相對較高(正)輸出電壓時，電源組件可自一相對較高(正)電壓供應端子供電，且當命令電源組件產生一相對較低(正)輸出電壓時，電源組件自一相對較低(正)電壓供應端子供電。因此，可藉由在產生相對較低輸出電壓時減小跨電源組件之(若干)電晶體之電壓降而改良該電源組件之效率。應瞭解，可使用任何數目個供應端子及電壓位準，此係因為態樣在此方面不受限制。例如，可使用高電壓、中電壓及低電壓供應端子(正及負兩者)，或可使用如適用於一特定設計及/或實施方案之更多數目個電壓供應端子。 圖23A展示具有適用於供電給一磁共振成像系統之一或多個梯度線圈之一輸出Vout、Iout之一輸出級2103A之一實例。為改良供電給一或多個梯度線圈之電力效率，可藉由不同供應端子取決於輸出電壓Vout而供電給輸出級2103A。例如，可由一第一極性之複數個供應端子(例如，複數個不同正電壓)及/或一第二極性之複數個供應端子(例如，複數個不同負電壓)供電給輸出級2103A。根據一些實施例，輸出級2103A可包含一線性放大器2104以促進低雜訊操作。根據一些實施例，不同供應端子之各者提供一不同固定供應電壓。根據一些實施例，不同供應端子之一或多者產生一可變供應電壓，如下文進一步詳細論述。 在操作中，若在Vout處產生一正輸出電壓，則切換電路S1取決於輸出電壓之量值而將線性放大器2104之高壓側電力輸入連接至高電壓端子+Vhigh或低電壓端子+Vlow。若將產生一相對較高輸出電壓(例如，若待產生之輸出電壓超過一特定臨限值)，則切換電路S1將線性放大器2104之高壓側電力輸入連接至高電壓端子+Vhigh。若將產生一相對較低輸出電壓(例如，若待產生之輸出電壓保持低於該特定臨限值)，則切換電路S1將線性放大器2104之高壓側電力輸入連接至低電壓端子+Vlow。類似地，若產生一負輸出電壓，則切換電路S2取決於輸出電壓之量值而將線性放大器2104之低壓側電力輸入連接至高電壓端子-Vhigh或低電壓端子-Vlow，如上文所論述。可使用任何合適切換電路S1及S2。此切換電路可包含被動切換之二極體及/或主動切換之一電晶體。 在一些實施例中，高電壓或低電壓端子可直接連接至線性放大器2104，而無需一中介切換器S1或S2。例如，如藉由圖23B中所繪示之例示性輸出級2103A’所展示，高電壓端子+Vhigh及–Vhigh可直接連接至線性放大器2104，且低電壓端子+Vlow及–Vlow可透過各自切換器S1及S2而連接至線性放大器2104。線性放大器2104可經設計使得除非一低電壓供應端子之電壓不足以供應輸出電流(在此情況中，藉由高電壓供應端子供電給線性放大器2104)，否則藉由低電壓供應端子供電給線性放大器2104。應瞭解，+-Vhigh及+-Vlow之使用僅係例示性且可使用任何數目個電壓位準來提供一所要輸出電壓。例如，可分別使用+-Vhigh與+-Vlow之間的一或多個中介電壓位準來產生所要電壓位準。 圖24展示具有複數個驅動電路2401至2404之一輸出級2103A之一實例。驅動電路2401至2404驅動包含複數個電晶體電路2405至2408之一線性放大器2104，電晶體電路2405至2408各包含一或多個電晶體。該線性放大器2104可取決於待產生之輸出電壓而連接至高電壓或低電壓供應端子。 當將產生一低正輸出電壓時，(若干)電晶體2406經由切換電路S3連接至低電壓端子+Vlow。(若干)電晶體2405藉由驅動電路2401關斷以使電晶體2406與高電壓端子+Vhigh隔離。驅動電路2402基於輸入將(若干)電晶體2406驅動為一線性放大元件以使用低電壓端子+Vlow來產生一放大輸出作為一電流源。 為提供一高正輸出電壓，驅動電路2401接通(若干)電晶體2405以將高電壓端子+Vhigh連接至電晶體2406。切換電路S3可經關斷以使(若干)電晶體2406與低電壓端子+Vlow隔離。驅動電路2402可驅動(若干)電晶體2406完全接通，使得(若干)電晶體2405連接至輸出級2103A之輸出。驅動電路2401基於輸入將(若干)電晶體2405驅動為一線性放大元件以使用高電壓端子+Vhigh來產生一放大輸出。 因此，低電壓端子+Vlow可用於提供一低輸出電壓且高電壓端子+Vhigh可用於提供一高輸出電壓。類似地，可藉由驅動電路2403及2404、(若干)電晶體2407及2408及切換電路S4提供一負輸出電壓。當產生一負輸出電壓時，驅動電路2401及2402可關斷(若干)電晶體2405及2406。類似地，當產生一正輸出電壓時，驅動電路2403及2404可關斷(若干)電晶體2407及2408。 (若干)電晶體2406可操作為用於低輸出電壓之線性放大器2104之一線性放大元件且(若干)電晶體2405可操作為用於高輸出電壓之一線性放大元件。在一些實施例中，(若干)電晶體2406及2405可經偏壓使得對於低正輸出電壓與高正輸出電壓之間的一轉變區域，(若干)電晶體2405及2406兩者充當線性放大器2104之線性放大元件，即，其既非完全接通亦非完全關斷。在此等轉變期間將電晶體2405及2406兩者操作為線性元件可促進線性放大器2104具有一平滑且連續之傳遞函數。電晶體2407及2408可類似於電晶體2405及2406般操作以產生一系列負輸出電壓。 在一些實施例中，可藉由取決於是否利用高電壓端子而自動開啟及關閉之二極體來實現切換電路S3及S4。例如，若切換電路S3包含二極體，則陽極可連接至端子+Vlow且陰極可連接至(若干)電晶體2406，使得電流僅可自端子+Vlow流動至輸出級2103A中。然而，本文中所描述之技術在此方面不受限制，因為可使用經控制切換器(諸如電晶體)或任何其他合適切換電路來實現切換電路S3及S4。 在一些實施例中，圖24之電路可用於使用一脈衝序列來驅動一梯度線圈，如圖21中所展示。當輸出電流恆定時，可藉由自低電壓端子+Vlow流出電流來產生輸出電壓(例如，2 V)。在快速改變電流時之一轉變期間，可藉由自高電壓端子+Vhigh流出電流來產生一高輸出電壓(例如，100 V)。因此，為了高效率，可在輸出電流之轉變期間使用高電壓端子來提供高輸出電壓且可使用低電壓端子來提供低輸出電壓。 根據一些實施例，例如，根據一些脈衝序列，可僅需針對一相對短時間週期使用(若干)高電壓端子，使得(若干)電晶體2405 (及2408)可僅針對一相對較小工作週期內導通。因此，在一些實施例中，相對於電晶體2406 (或2407)，可減小(若干)電晶體2405 (及2408)之大小，及/或可減小並聯連接之電晶體之數目，此係因為(若干)電晶體2405 (及2408)將有時間來耗散梯度線圈電流之轉變之間的熱。 在一些實施例中，驅動電路2401及2404可經設計以提供限時輸出信號。提供限時輸出信號可確保(若干)電晶體2405及/或2408僅被暫時性接通且不被接通來驅動一穩態電流。若(若干)電晶體2405或2408經設計以僅針對相對短時間週期導通，則此一技術可為有利的，此係因為其可防止(若干)電晶體2405或2408過度耗散電力。 圖25展示根據一些實施例之驅動電路2401及2402之一方塊圖。驅動電路2401包含用於驅動(若干)電晶體2405之一驅動電晶體2503A。驅動電路2402包含用於驅動(若干)電晶體2406之一驅動電晶體2503B。 驅動電路2401及2402可包含用於在提供至驅動電晶體2503A及2503B之輸入電壓上產生一DC偏壓之一或多個偏壓電路2501。在一些實施例中，該(等)偏壓電路2501可使驅動電晶體2503A及/或2503B偏壓至略微低於其接通電壓。本發明者已認識到且已瞭解，使驅動電晶體偏壓至略微低於其接通電壓可減少或消除熱逸。有利的是，此一偏壓技術不會降低輸出級2103A之線性度。若電壓放大器電路2102之一運算放大器OA具有一足夠高速度，則儘管使驅動電晶體偏壓至略微低於其接通電壓，該運算放大器OA仍可足夠快地作出回應以準確地控制輸出級之輸出電壓。 在一些實施例中，驅動電路2401可包含引起驅動電路2401產生一限時輸出之一計時電路。可使用任何合適計時電路。在圖25之實例中，一計時電路2502經由偏壓電路2501連接至輸出級2103A之輸入，且限制可將一輸入提供至驅動電晶體2503A之時間量。 在一些實施例中，計時電路2502可為一RC電路，其具有隨時間而衰減之一輸出電壓，且當計時電路2502之輸出下降至低於驅動電晶體2503A之接通電壓時關斷驅動電晶體2503A。基於該RC電路之RC時間常數來限制接通(若干)電晶體2405之時間。然而，本文中所描述之技術並不限於使用一RC電路來實施計時電路，此係因為可使用任何合適計時電路，包含類比及/或數位電路。在一些實施例中，針對負輸入及輸出電壓，可分別類似於驅動電路2402及2401般實施驅動電路2403及2404。 圖26展示根據本文中所描述之技術之一些實施例之圖25之驅動電路之一例示性實施方案。如圖26中所展示，在一些實施例中，可藉由與一電阻器R2串聯之一齊納(Zener)二極體實現偏壓電路2501，該齊納二極體及該電阻器R2連接於高電壓端子+Vhigh與低於+Vhigh之電壓之一較低電壓DC端子(例如，-Vhigh)之間。在一些實施例中，偏壓電路2501可包含介於高電壓端子+Vhigh與較低電壓DC端子之間的額外電路以提供使電流流動於高電壓端子+Vhigh與較低電壓DC端子之間的一DC路徑且建立一合適偏壓電壓。在一些實施例中，偏壓電路2501可包含與圖26中所展示之齊納二極體及電阻器串聯之另一齊納二極體及電阻器，以用於將(若干)偏壓電壓提供至低壓側驅動電路2403及2404。然而，此僅藉由實例，因為可使用任何合適偏壓電路。圖26亦繪示實現為具有一電容器C1及一電阻器R1之一RC電路之一計時電路2502之一實例。再者，此僅為一計時電路之一實例，因為可使用計時電路之其他組態。驅動電晶體2503A及2503B係展示為藉由雙極接面電晶體實現。然而，本文中所描述之技術在此方面不受限制，此係因為驅動電晶體可由任何類型之電晶體實現。在此實例中，電晶體電路2405及2406係展示為MOSFET。然而，電晶體電路2405及2406可由任何類型之電晶體實現。在一些實施例中，電晶體電路2405及/或2406可具有並聯連接之複數個電晶體。如上文所論述，可將切換電路S3實現為二極體，如圖26中所展示。然而，如上文所論述，本文中所描述之技術在此方面不受限制，此係因為在一些實施例中，切換電路S3可由一電晶體實現。 圖27展示用於實施一計時電路之一技術之另一實例。本發明者已認識到且已瞭解，若由二極體實現切換器S3，則跨該二極體之電壓可用作使一計時電路限制接通(若干)電晶體2405之時間量的一觸發器。當由線性放大器2104產生一低輸出電壓時，二極體經正向偏壓且導通。當線性放大器2104產生一高輸出電壓時，(若干)電晶體2405接通且二極體自正向偏壓切換至反向偏壓。反向偏壓電壓可由計時電路2702感測為接通(若干)電晶體2405之一指示。在圖27之實例中，提供跨二極體之電壓作為至計時電路2702之一輸入，該計時電路2702在一段時間之後產生抑制驅動電路2401之操作之一抑制信號，藉此限制接通(若干)電晶體2405之時間量。計時電路2704可依類似方式操作以便在(若干)電晶體2408已導通一段時間之後抑制驅動電路2404之操作。 圖28展示藉由一RC電路及一雙極電晶體實現之計時電路2702及2704之一實例。在計時電路2702中，例如，一旦二極體在一段時間之後經反向偏壓，則RC電路之輸出上升至雙極電晶體接通之一位準。當雙極電晶體接通時，將驅動電路2401之輸入下拉至+Vlow，其關斷驅動電路2401及(若干)電晶體2405。 儘管圖24、圖27及圖28展示可產生一正輸出電壓或一負輸出電壓之一「雙端」線性放大器2104，但本文中所描述之技術在此方面不受限制，此係因為在一些實施例中，可使用一單端線性放大器。圖29展示包含僅產生正輸出電壓之一單端線性放大器2105之一輸出級2103B之一實例。圖29示意性地繪示單端線性放大器2105可取決於待產生之輸出電壓而藉由切換器S1連接至一高正電壓端子+Vhigh或一低正電壓端子+Vlow。在一些實施例中，可使用上文所論述之驅動電路2401、2402、(若干)電晶體2405及2406及相關聯切換電路S3來實施輸出級2103B。 輸出級2103B可使用一極性切換電路2904來將一正輸出電壓或一負輸出電壓提供至一負載。在圖29之實例中，使用包含切換器S5至S8之一H型橋接器來實現極性切換電路2904。可藉由接通切換器S5及S8且關斷切換器S6及S7而將一正電壓提供至負載。可藉由接通切換器S6及S7且關斷切換器S5及S8而將一負電壓提供至負載。在一些實施例中，控制電路(未展示)可控制切換器S5至S8以產生一合適極性之一輸出電壓。可藉由檢查電流命令、誤差信號E或任何其他合適信號之極性而判定極性。 如上文所論述，習知切換式轉換器可將大量切換雜訊引入至系統中，此係因為其依數十kHz至數百kHz之範圍內之頻率切換。此切換雜訊可干擾成像，此係因為其在與期望偵測之MR信號相同之頻率範圍內。本發明者已辨識，具有高於所關注之拉莫(Larmor)頻率之一切換頻率之一電力轉換器在很大程度上不會干擾成像。因此，在一些實施例中，電源組件1914可包含經設計以依高於所關注之拉莫頻率之一相對較高切換頻率切換之一切換式電力轉換器3002，如圖30中所展示。在一些實施例中，切換頻率可高於1 MHz、高於10 MHz、高於30 MHz或高於300 MHz。 如上文所論述，本發明者已瞭解，提供可變電壓供應端子促進一磁共振成像系統(例如，一低場MRI系統)之一或多個梯度線圈之高效供電。在一些實施例中，輸出級可藉由經控制以產生接近所要輸出電壓之供應電壓之一或多個可變電壓供應端子供電。提供此一可變電壓供應端子可藉由限制跨線性放大器之電壓降而改良輸出級之效率。 圖31展示可藉由一可變電壓正供應端子及一可變電壓負供應端子供電之一輸出級2103C之一實施例。可取決於輸出電壓而改變供應端子之電壓以減小跨線性放大器2106之(若干)電晶體之電壓降，因此促進(若干)梯度線圈之高效供電以根據一所要脈衝序列而產生磁場。在一些實施例中，正電壓端子及/或負電壓端子之電壓可分別藉由電力轉換器3104及/或3106提供。電力轉換器3104及/或3106之可變輸出電壓可藉由一控制器3108基於輸出級2103C之所要輸出電壓而控制以使正電壓端子及/或負電壓端子之電壓分別維持略微高於(或低於)輸出級之輸出電壓，藉此減小跨線性放大器之(若干)電晶體之電壓降。 根據一些實施例，控制器3108基於線性放大器2106之輸出電壓而控制電力轉換器3104及/或3106之可變輸出電壓。然而，可變輸出電壓可依其他方式加以控制及/或與輸出級2103C之所要輸出電壓成不同關係。例如，可基於提供至線性放大器2106之命令(例如，電流命令)而控制可變輸出電壓。如上文所論述，一控制器可經組態以命令線性放大器根據一所要脈衝序列產生足以驅動一磁共振成像系統之一或多個梯度線圈之輸出。因而，控制器3108可經組態以控制電力轉換器3104及/或3106之可變輸出電壓，使得提供至線性放大器之輸出電壓足以(但非過度且因此非無效率)容許線性放大器根據所要脈衝序列產生用於供電給一或多個梯度線圈之輸出。可依任何合適方式(諸如，藉由控制電力轉換器3104及3106之工作週期比、其頻率或可控制電力轉換器之輸出電壓之任何其他控制參數)執行電力轉換器3104及3106之控制。在一些實施例中，圖31之電力轉換器3104及3106可為經設計以依高於所關注之拉莫頻率之一相對較高切換頻率切換之切換式電力轉換器，如上文所論述。然而，可使用任何合適電力轉換器，此係因為態樣在此方面不受限制。 在一些實施例中，高電壓供應端子及低電壓供應端子兩者(例如，+Vhigh及+Vlow)可對線性放大器供電(如圖23、圖24及圖29中所繪示)，且低電壓供應端子、高電壓供應端子、低電壓供應端子及高電壓供應端子兩者、或所提供之任何供應端子之電壓可為可變的。圖32A展示具有可變低電壓供應端子之類似於圖23A之一輸出級2103D之一實施例。圖32A並非展示低電壓端子+Vlow及–Vlow具有固定電壓，而是展示+Vlow及 –Vlow可具有可變電壓。在一些實施例中，+Vlow及–Vlow之可變電壓可分別由電力轉換器3203及3204提供。在一些實施例中，電力轉換器3203及3204可為經設計以依高於所關注之拉莫頻率之一相對較高切換頻率切換之切換式電力轉換器，如上文所論述。當將產生一相對較低輸出電壓(例如，處於穩態中)時，使電流自低電壓供應端子+Vlow或–Vlow流出。電力轉換器3203或3204之輸出電壓+Vlow或–Vlow可藉由控制器3108基於線性放大器2104之所要輸出電壓Vout加以控制以使低電壓供應端子+Vlow或–Vlow之電壓分別維持略微高於(或低於)輸出級之輸出電壓，藉此減小跨穩態中之線性放大器之(若干)電晶體之電壓降且減小電力耗散。當將產生一相對較高輸出電壓時，可使電流自可具有固定電壓之高電壓端子+Vhigh或–Vhigh流出。 +Vhigh可為與將電力供應至電力轉換器3203之電力供應端子Vhigh_Supply分離之一端子(如圖32A中所繪示)，或可為與Vhigh_Supply相同之端子(如圖32B中所繪示)。在圖32B中，展示一輸出級2103E之一實例，其中自電力供應端子Vhigh_Supply提供+Vhigh且自將電力提供至電力轉換器3204之電力供應端子Vlow_Supply提供–Vhigh。自既有電力供應端子提供+Vhigh及/或–Vhigh可無需產生額外電源供應電壓，此可簡化輸出級之設計及實施方案。 圖33A展示根據一些實施例之一梯度線圈電流波形之一實例。梯度線圈電流最初為0，接著在0.1 ms內快速斜升至10 A。電流在一段時間內保持為10 A，接著降回至0 A。電流在0.2 ms內快速斜升至20 A之前之一段時間內保持為0 A。電流在一段時間內保持為20 A，接著降回至0 A。應瞭解，放大值及時間間隔針對圖解之目的而僅係例示性，且可使用任何合適值。 圖33B展示梯度線圈電流自0 A至10 A之上升轉變、驅動梯度線圈所需之電壓3302、高電壓供應端子+Vhigh及低電壓供應端子+Vlow之電壓。在轉變期間，使電流自高電壓供應端子+Vhigh流出以便將一高電壓提供至梯度線圈以使其電流快速斜升。在轉變發生時，電力轉換器3203開始使低電壓供應端子+Vlow之電壓自約0 V斜升至略微高於使用10 A之一穩態電流來驅動梯度線圈所需之輸出電壓之一電壓。一旦達到10 A之穩態電流，則使電流自低電壓供應端子+Vlow流出以便提供穩態中之高效率。 圖33C展示梯度線圈電流自0 A至20 A之上升轉變、梯度線圈電壓、及高電壓供應端子+Vhigh及低電壓供應端子+Vlow之電壓。在轉變至20 A期間，如同轉變至10 A，使電流自高電壓供應端子+Vhigh流出以便將一高電壓提供至梯度線圈以使其電流快速斜升。當轉變發生時，電力轉換器3203開始使低電壓供應端子+Vlow之電壓自約0 V斜升至略微高於使用20 A之一穩態電流來驅動梯度線圈所需之輸出電壓之一電壓。一旦達到20 A之穩態電流，則使電流自低電壓供應端子+Vlow流出。 由於可改變低電壓供應端子+Vlow之電壓，所以可將該電壓設定成略微高於不同穩態電流位準所需之輸出電壓。此可改良效率使之優於使用具有一固定電壓之一低電壓供應端子+Vlow之情況，此係因為一固定電壓將需要經設計以處置最大穩態電流，該固定電壓可為高於驅動較低穩態電流所需之電壓之一電壓，此可降低效率。作為一實例，若將+Vlow設定為足夠高以供應一20 A穩態梯度線圈電流，則此一電壓高於供應一10 A穩態梯度線圈電流所需之電壓，此導致在供應一10 A穩態梯度線圈電流時跨(若干)線性放大器電晶體之電壓降增大，且發生高於所需之電力耗散。可將一可變電壓設定成等於或接近供應命令穩態梯度線圈電流所需之最小電壓，此改良效率。 圖33D展示一電流命令、梯度線圈電流、供應電流所需之梯度線圈之電壓3302及電壓+Vlow之若干不同轉變波形。轉變波形3304展示一理想化轉變，其中+Vlow之電壓回應於梯度線圈電流命令之上升邊緣而開始斜升，且在達到穩態梯度線圈電流(及電壓值)的相同時間達到+Vlow之穩態值。然而，本發明者已辨識到且已瞭解，可存在防止電壓+Vlow及時達到足以使端子+Vlow供應穩態電流之一電壓位準的因素。轉變波形3306展示+Vlow之一更現實轉變，其具有對梯度線圈電流命令作出回應之一延時(延遲)週期。如圖33D中所展示，轉變波形3306僅在電流命令之上升邊緣之後之一時間段之後開始斜升。可限制轉變波形3306之斜率，此係因為電力轉換器3203可具有限制電力轉換器3203可改變+Vlow之電壓之速度之一輸出濾波器(例如，一電容器)。因此，轉變波形3306無法在達到穩態梯度線圈電流及電壓時達到一足夠電壓位準，此可導致低電壓供應端子+Vlow至少暫時無法供應穩態電流。 為解決此問題，在一些實施例中，電力轉換器3203 (或3204)可在梯度線圈電流命令之上升邊緣之前開始使+Vlow (或–Vlow)之電壓量值斜升。圖33D展示在梯度線圈電流命令之上升邊緣之前開始斜升之+Vlow之一轉變波形3308。為在梯度線圈電流命令之上升邊緣之前開始轉變，控制器3108可自控制器1906接收關於一即將到來之梯度線圈電流脈衝之資訊，且開始在電流脈衝之預期下使+Vlow (或–Vlow)之電壓量值斜升。可依任何合適方式將此資訊自控制器1906提供至控制器3108。作為一實例，控制器1906可分析當前選定之梯度線圈脈衝序列，判定適用於供應下一電流脈衝之穩態梯度線圈電流之一電源供應電壓位準，且在一預期電流命令之前將一電壓命令發送至控制器3108。接著，電力轉換器3203 (或3204)可對經接收之電壓命令作出回應且開始使+Vlow (或–Vlow)線性變化至命令電壓值。作為將資訊提供至控制器3108之另一實例，控制器1906可將當前選定之脈衝序列或該脈衝序列之一部分發送至控制器3108。接著，控制器3108可分析該脈衝序列且發送命令至電力轉換器3203 (或3204)以開始使電壓+Vlow (或–Vlow)在一梯度線圈電流脈衝之前線性變化。在圖33D之實例中，電力轉換器3203在電流命令之上升邊緣之前回應於藉由控制器1906提供至控制器3108之一電壓命令而開始使+Vlow之電壓斜升。因此，在達到穩態電流位準時，轉變波形3308使+Vlow達到足以供應穩態電流之位準。 圖34A展示類似於圖29之輸出級之具有一單端線性放大器之一輸出級2103F之一實施例，其具有一可變低電壓供應端子+Vlow。如同圖32A之實施例，電力轉換器3203將一可變電壓供應至低電壓供應端子+Vlow，該可變電壓可被設定成略微高於供應命令穩態梯度線圈電流所需之電壓。 如上文結合圖32A及圖32B所論述，高電壓供應端子+Vhigh可為與電力供應端子Vhigh_Supply分離之一端子(如圖34A中所繪示)，或可為與Vhigh_Supply相同之端子(如圖34B中所繪示)。在圖34B中，展示一輸出級2103G之一實例，其中自電力供應端子Vhigh_Supply提供+Vhigh。自既有電力供應端子Vhigh_Supply提供電壓+Vhigh可無需產生額外電源供應電壓，此可簡化輸出級之設計及實施方案。 在一些實施例中，(若干)低電壓供應端子及(若干)高電壓供應端子兩者可具有可變電壓。例如，圖32或圖29之實施例可經修改使得高電壓供應端子+Vhigh及/或-Vhigh係由電力轉換器產生之可變電壓。此等電力轉換器可類似於電力轉換器3203及3204，且亦可藉由控制器3108加以控制。此一實施例可用於任何合適類型之成像，且可尤其用於擴散加權成像，例如，其中可需要相對較大電流(例如，40 A、50 A、70 A、90 A或更大或其間的任何值)。 在一些實施例中，一或多個額外電力供應端子可供電給線性放大器。例如，可提供一第三電力供應端子，其具有高於高電壓供應端子+Vhigh (例如，至少高5倍或至少高10倍，且甚至高20倍或30倍或更高，或此等值之間的任何範圍內)之一電壓。添加一第三供應端子可有助於改良其中需要產生廣泛範圍的電壓之情況之效率。可提供任何數目個電力供應端子，此係因為本文中所描述之技術在此方面不受限制。 因此，使用本文中針對一低功率、低雜訊放大器所描述之技術，梯度放大器可經組態以在使用市電(例如，自標準壁式插座遞送之電力)可用之電力預算內良好操作。根據利用一線性放大器設計之一些實施例，用於供電給一MRI系統之梯度線圈之電力電子器件針對典型脈衝序列(例如，bSSFP、FLAIR等)消耗100 W至200 W之間且針對要求更高脈衝序列(諸如DWI)消耗200 W至750 W之間。根據使用切換式電力轉換器之一些實施例，用於供電給一MRI系統之梯度線圈之電力電子器件針對典型脈衝序列(例如，bSSFP、FLAIR等)消耗50 W至100 W之間或更少且針對要求相當高的脈衝序列(諸如DWI)消耗100 W至300 W之間或更少。除了促進使用標準壁式電源之操作之低功率操作之外，本文中所描述之梯度電力放大器亦經組態以在大小上相對緊緻使得其可連同促進其他電子組件一起容置於一包殼內(例如，圖19A及圖19B中所描述之可攜式MRI系統之基座1950內)以促進可攜式MRI。根據一些實施例，梯度放大器經設計以連接至一背板(例如，一印刷電路板背板)，該背板將梯度放大器連接至電源(例如，壁式電源)及連接至系統之梯度線圈，如下文結合圖36及圖37A至圖37D進一步詳細論述。 本發明者已進一步開發用以操作RF傳輸/接收系統之RF線圈之低功率及高效放大器(例如，用以驅動經組態以產生一B1 磁場脈衝以產生一MR回應之一或多個傳輸/接收線圈之RF電力放大器)來促進一可攜式MRI系統之操作。根據一些實施例，RF電力放大器(RFPA)經組態以使用市電(例如，與系統之其他組件共用可用市電之一部分)操作，諸如自一單相標準壁式插座及/或自一單相大型電器插座供應之電力。在使用自單相壁式電源供應之電力操作之一可攜式MRI系統之實施例中，RFPA必須與其他組件(例如，上文所論述之例示性GPA、控制台、機載電腦、冷卻風扇等)共用有限可用電力且因此需要經設計以高效利用可用之有限電力。本發明者已開發針對適用於藉由市電供電之可攜式MRI中之高效RFPA之技術。根據一些實施例，至(若干) RFPA之最大輸入電力係約160 W，藉此使(若干) RFPA之平均電力消耗限於160 W之一最大值。然而，本文中所描述之技術顯著降低(若干)RFPA之平均電力消耗，包含在一給定脈衝序列需要較高位準之瞬時電力(例如，針對DWI脈衝序列為400 W)時之境況中，如下文進一步詳細論述。 圖35係根據一些實施例之一例示性低功率RFPA之一方塊圖。RFPA 3500包括接收對應於所要RF信號波形之一射頻輸入(RFIN)信號3502之一輸入區塊3510，該RFIN信號3502待藉由電力放大器3550放大且提供為具有足以操作一RF傳輸線圈以根據一所要脈衝序列產生B1 磁場脈衝之電力位準之射頻輸出(RFOUT) 3522。電力放大器3550可包含任何合適類型之放大器或放大級之組合以將RFIN 3502放大至合適位準。例如，電力放大器3550可包括經組態以將RFIN 3502放大至一所要電力位準RFOUT 3522 (例如，最大瞬時電力100 W、400 W等)之一或多個類別A型放大器。類別A放大器在放大一輸入信號時提供極佳保真度且因此促進產生具有非常小失真之一RFOUT波形3522，從而確保影像品質不會因來自RFPA之失真而降級。然而，其他類別之放大器更省電，但一般在放大一輸入信號之進程中增加失真。本發明者已認知，歸因於RF線圈之相對較高Q因數，可容忍對影像品質具有極小影響、無影響或可接受影響之RFOUT 3522之某一額外失真。根據一些實施例，電力放大器3550包括一或多個類別B、類別AB或類別BC型放大器等。因此，倘若可容忍或補償經增加之失真使得影像品質不會令人不滿意地犧牲，則可藉由選擇一更高效類別之放大器來使電力放大器3550更省電。根據一些實施例，電力放大器3550包含使信號漸增地升高至用於RFOUT 3522之所要位準之複數個放大級。 RFPA 3500包括在電力輸入3570處接收電力(其可對應於具有許多不同電力位準之電力)之一電力輸入模組3572。可藉由MRI系統之遞送自AC壁式電源轉換之DC電力之電源供應器來提供電力輸入3570處所提供之電力，如下文結合圖36進一步詳細論述。應瞭解，亦可提供一或多個DC-DC電源供應器以自藉由AC-DC電源供應器或若干AC-DC電源供應器提供之DC電力產生所要電壓位準。例如，電力輸入3570可包含藉由(例如)自AC-DC電源供應器或若干AC-DC電源供應器接收DC電力之一切換式電源供應器提供之+100 V、+40 V、+23 V及-15 V之電力線。電力調節3575包含將藉由電力輸入模組3572接收之電力轉換至RFPA所需之電壓位準之調節器。例如，電力調節3575可提供待分配至控制器3560、電力放大器3550及/或RFPA之需要電力之任何其他組件之+/-5 V、+13.8 V、+15 V及+3.3 V之電力線。應瞭解，所需之電力分配配置及電力位準將取決於特定系統之需求，且上文提及之值僅係例示性。 在習知MRI系統中，RFPA通常消耗連續傳輸B1 磁脈衝序列所需之最大電力。特定言之，甚至在無需用於一特定脈衝序列之最大電力時及在未產生RF脈衝時之時間間隔期間(例如，在MRI系統偵測經發射之MR信號時之一傳輸靜止週期期間)，習知RFPA仍消耗最大電力。因為習知MRI系統通常不受電力限制(例如，習知MRI系統係藉由一專屬三相電源供電)，所以電力消耗之低效使用通常可接受且容忍。然而，消耗最大電力之一RFPA可不適用於低功率MRI，例如，不適用於自藉由市電(例如，單相壁式電源)供應之電力操作之一可攜式MRI系統。本發明者已開發用於一RFPA之更佳操作(從電力消耗角度來看)之技術，從而促進使用市電之一可攜式MRI系統之操作。 在圖35中，提供一控制器3560 (例如，一場可程式化閘陣列(FPGA))來控制RFPA 3500之操作之各種態樣以減少電力消耗及/或更高效使用可用電力，在下文進一步詳細描述控制器3560之實例。根據一些實施例，一RFPA經組態使得可基於一給定脈衝序列之電力需求來選擇藉由電力放大器汲取之最大電力。特定言之，不同影像獲取脈衝序列具有不同電力需求。例如，一擴散加權成像(DWI)脈衝序列需要顯著多於一平衡穩態自由旋進(bSSFP)脈衝序列之電力。習知地，RFPA將經設定以提供要求最高脈衝序列(舉例而言，諸如DWI脈衝序列)所需之電力放大(例如，根據耗電最大脈衝序列汲取電力)。因此，在要求較低脈衝序列(例如，bSSFP)之影像獲取期間，RFPA消耗顯著過量電力。RFPA 3500經組態使得可基於一給定脈衝序列之需求選擇電力放大(例如，可基於產生一給定脈衝序列所需之電力來選擇電力放大器之電力耗散)。在圖35中所繪示之例示性RFPA 3500中，可將一電力選擇信號3508提供至控制器3560以根據一給定脈衝序列之最大電力需求來組態電力放大器3550以放大RFIN 3502。例如，對於需要50 W之一脈衝序列，電力選擇信號3508可指示控制器3560以加偏壓於電力放大器3550以耗散50 W。類似地，對於需要100 W之一脈衝序列，電力選擇信號3508可指示控制器3560以加偏壓於電力放大器3550以耗散100 W，且對於需要400 W之一脈衝序列，電力選擇信號3508可指示控制器3560以加偏壓於電力放大器3550以耗散400 W等。以此方式，可將電力放大器3550按比例調整為耗散與一給定脈衝序列之最大電力需求成比例之電力。因此，因為RFPA 3500並非始終根據要求最高脈衝序列之最大電力需求來消耗電力，所以可實現顯著電力減少。根據一些實施例，藉由控制台基於用於執行一給定影像獲取協定之脈衝序列來設定電力選擇信號3508。 雖然電力選擇信號3508容許將電力放大器按比例調整至一給定脈衝序列之最大電力需要，但在脈衝序列並不需要最大電力位準之時間間隔期間仍將消耗過量電力，藉此降低RFPA之可能效率。為解決此缺點，本發明者已開發根據一給定脈衝序列之變化需要按比例動態調整電力放大器之電力耗散的技術。根據一些實施例，基於經放大信號之需要動態調整由RFPA消耗之電力。例如，如圖35中所繪示，控制器3560可接收對應於RFIN 3502波形之振幅之一包絡信號3504以提供產生所要RF脈衝序列所需之瞬時電力位準之一指示。基於包絡3504，控制器3560可經組態以對應於RFIN波形之變化包絡(例如，藉由改變放大器電晶體上之與包絡信號3504對應之偏壓點)而動態加偏壓於放大器3550。因此，可藉由控制器3560經由包絡信號3504來追蹤RFIN 3502之包絡或量值以相應地動態加偏壓於電力放大器，因此使電力放大器3550之電力耗散限於脈衝序列之同時電力需要且顯著減少由RFPA 3500消耗之過量電力。以此方式，可按比例調整電力放大器3550以根據經傳輸脈衝序列之瞬時或實質上瞬時電力需要汲取電力。 如上文所論述，一脈衝序列通常定義RF及梯度磁場脈衝兩者之時序以及定義接收線圈偵測MR脈衝之時間週期(例如，所謂之傳輸靜止週期)。因此，當未傳輸RF磁場脈衝時，脈衝序列將具有重複時間間隔。本發明者已認知，若電力放大器在此等時間間隔期間(例如，在傳輸靜止週期期間)保持接通，則即使未傳輸RF磁場脈衝仍將消耗電力。根據一些實施例，RFPA之一或多個電力消耗組件在(若干)RF傳輸線圈未產生RF磁場脈衝時之週期期間(例如，在傳輸靜止週期期間，諸如在MR信號偵測期間及/或在梯度脈衝序列產生之一些部分期間)關斷以防止RFPA消耗不必要的電力。 作為一實例，在例示性RFPA 3500中，控制器3560接收指示當前脈衝序列之傳輸靜止週期之一啟通(unblanking)信號3506。回應於指示一傳輸靜止週期之啟通信號3506，控制器3560經組態以儘可能節省電力地關斷電力放大器3550 (例如，消耗電力且可經關斷或斷開連接之邏輯及偏壓電路以及任何其他電路可藉由控制器3560關閉)。當啟通信號3506改變狀態以指示將產生一RF磁場脈衝時，控制器3560接通電力放大器3550使得可藉由(若干) RF線圈產生並傳輸該RF磁場脈衝。可藉由MRI系統之控制台或主控制器提供啟通信號3506以指示一影像獲取程序之脈衝序列之傳輸靜止週期。在許多脈衝序列中，在傳輸RF磁場脈衝時之時間間隔可少至脈衝序列之10%。因而，在顯著傳輸靜止週期期間停用電力放大器可導致相對顯著省電。 應瞭解，上文所描述技術之一者或一組合可用於減少RFPA之電力消耗以促進低功率MRI，此係因為態樣在此方面不受限制。特定言之，一RFPA不需要包含上文所描述之省電技術之各者，而是代替性地可採用此等技術之一或多者。例如，一RFPA可包含：容許取決於脈衝序列(例如，經由電力選擇信號3508)選擇離散電力位準之一機制、用以根據RF脈衝之瞬時(或近似瞬時)電力需要(例如，藉由追蹤RF脈衝波形之包絡3504)而按比例調整電力放大器之電力之一機制，及/或用以在傳輸靜止週期期間(例如，經由啟通信號3506)停用電力放大器之一機制。使用上文所描述技術之一或多者，甚至在產生需要超過輸入電力之瞬時電力(例如，400 W瞬時電力)的時間間隔之高要求脈衝序列(諸如DWI)時，(若干) RFPA可消耗少於160 W輸入電力。根據一些實施例，一可攜式MRI系統之(若干) RFPA在影像獲取期間消耗65 W或更少，且根據一些實施例，(若干) RFPA在操作期間取決於所產生之脈衝序列可消耗50 W或更少(例如，25 W至30 W或更少)，因此節省可用壁式電源以用於系統之其他組件(例如，GPA、電腦、控制台、風扇等)。可另外或替代性地使用其他省電技術，此係因為態樣在此方面不受限制。 上文所描述之組件促進一MRI系統之低功率操作以容許可使用市電(例如，在標準及/或大型電器插座處遞送之單相「壁式電源」)操作之一可攜式MRI系統。除了低功率消耗之外，一MRI系統之可攜帶性之態樣可藉由一緊緻設計增強，其中用於操作該MRI系統之電子組件連同該系統之磁性組件一起包含於一獨立單元上或處於一獨立單元內。在一單個自含型器件上或器件內併入MRI系統之電力轉換及分配系統、電子組件(例如，電力放大器、控制台、機載電腦、熱管理等)及磁性組件促進可攜式MRI。如上文所論述，習知MRI系統通常具有用於電源組件之一單獨室，因此該等電源組件必須經由將該等電源組件連接至定位於一特殊屏蔽室中之MRI器件之電纜將電力遞送至MRI系統之磁性組件。不僅固定至一專屬空間之此配置而且將電源組件連接至磁性組件所需之電纜線皆造成大量電力損耗。如上文結合圖19A及圖19B所論述，為促進可攜帶性，本發明者已開發包含於支撐MRI系統之磁性組件或MRI系統之磁性組件定位於其上之一外殼內之一電源系統，以提供可被帶至可接達壁式電源之任何位置之一獨立、可攜式MRI系統，在下文進一步詳細描述該電源系統之實例。 圖36繪示一可攜式MRI系統3600之組件之一方塊圖，包含：磁性組件(例如，B0 磁鐵3622、梯度線圈3628、(若干) RF線圈3626及視需要勻場線圈3624)；一電力轉換及分配系統，其經組態以自一市電電源(例如，一單相壁式插座)接收電力；及電子組件，其用於操作該等磁性組件且控制該可攜式MRI系統之操作。在圖36中，可攜式MRI系統3600包含一電子器件包殼3602、一前置放大器包殼3604及一風扇板包殼3606。電子器件包殼3602可定位在下方及/或經配置以支撐MRI系統之磁性組件(例如，B0 磁鐵、梯度線圈、RF線圈、勻場線圈等)以提供一單個、整合式獨立及可攜式MRI系統(例如，包殼3602可部分形成可攜式MRI系統3600之一基座，類似於定位於圖19A及圖19B中所繪示之可攜式MRI系統1900中之磁性組件下方之基座1950)。電子器件包殼3602含有一電力輸入模組3610及用於轉換來自一AC源(例如，一壁式插座)之電力且將DC電力供應至下文進一步詳細描述之電子器件系統之DC電力轉換模組3612。根據一些實施例，電力輸入模組3610經組態以接收市電，舉例而言，來自一壁式插座(例如，一單相插座，其取決於自其中部署MRI系統之地理位置中之壁式插座遞送之國家或地區電力標準提供約110伏特與120伏特之間且額定電流為15安培、20安培或30安培，提供約220伏特與240伏特之間且額定電流為15安培、20安培或30安培)之單相電力。 電力輸入模組3610可經調適以對根據對應電力標準遞送之經接收市電濾波使得AC電力適於輸入至DC電力模組3612。DC電力模組3612可包括將AC電力轉換成可依可攜式MRI系統3600之各種電子組件所需之電壓位準分配之DC電力之一或多個電源供應器。DC電力模組3612可包含(例如)經組態以接收AC電力作為一輸入且供應DC電力作為一輸出之一或多個商用電源供應器。經組態以接收廣泛多種AC電力之商用電源供應器係可用的。例如，可用電源供應器能夠在自50 Hz至60 Hz之一頻率範圍中接收在約85 V至約265 V之一範圍中之AC電力且經組態以轉換AC輸入以遞送約1600 W之DC電力(例如，380 V、4.2 A之DC電力)。此等例示性商用電源供應器上之AC輸入範圍使該等商用電源供應器適合與全世界最常見(若非所有)市電電源一起使用。因此，根據一些實施例，MRI系統可經組態成對於不同壁式電力標準基本上係不可知的，從而容許MRI系統跨不同地區及/或國家全面自壁式電源操作，僅需要改變特定插座所需之插頭類型。 DC電力模組3612可包含一或多個AC-DC電源供應器及/或一或多個DC-DC電力轉換器，其經組態以依MRI系統之不同電子組件(例如，電力放大器、控制台、控制器、熱管理、機載電腦等)所需之位準將電力遞送至一或多個背板，如下文進一步詳細論述。個別電子組件可進一步包含將藉由該等背板分配之電力變換至各自電子組件所需之所要位準之一或多個電力調節器。應瞭解，藉由提供具有未超過由市電提供之可用電力之電力要求之低功率電子組件，可消除用於將三相電力變換至單相電力之電路，從而促進一簡化電力輸入模組3610，縮減MRI系統之電源電路之大小、成本及複雜性。 圖36中所繪示之電子系統包括背板3616及3618，其耦合至DC電力模組3612且經組態以依所要位準將操作電力分配至電子系統之各種硬體組件。背板3616經組態以提供電力至GPA 3629 (例如，上文結合圖20至圖34所描述之低功率、低雜訊GPA之任一者)、RFPA 3627 (例如，使用結合圖35中所繪示之低功率RFPA 3500所描述之技術之任一者之RFPA)及(若干)梯度線圈3660。背板3616因此提供將電力自DC電力模組3612遞送至電力放大器(例如，GPA 3629及RFPA 3627)之連接件且提供將經放大電力自各自電力放大器遞送至對應磁性組件(例如，梯度線圈3628及(若干) RF線圈3626)之連接件。根據一些實施例，背板3616具有用以接收不同電力位準之電力以分配至電力放大器之多個輸入。根據一些實施例，背板3616具有用以自DC電力模組3612接收+/-48 V,4 A、+/-15 V,50 A及+48 V,3 A之電力以分配至電力放大器之輸入。然而，應瞭解，至背板之以上電力輸入僅係例示性且電力輸入之數目以及電力輸入之電壓及振幅位準將取決於一給定實施方案之特定設計需要。根據一些實施例，背板3616係一印刷電路板，其容許使用PCB電源連接器分配電力，從而無需電源與電子組件之間的昂貴、笨重及有損耗之電纜束。背板3618經組態以提供電力至各種控制器(包含電腦3614、主控制器3632、勻場控制器3630及風扇控制器3780)、各種電子組件(諸如類比轉數位轉換器(ADC)電路3634、前置放大器3640)及磁性組件(諸如(若干)勻場線圈3624)。根據一些實施例，背板3618包括用以自DC電力模組3612接收+48 V,4 A之電力以分配至連接至該背板之組件之一輸入。如同背板3616，背板3618可為一印刷電路板，其用以在無需習知MRI電源系統中所使用之將電源連接至可定位於相對較遠距離處之電子組件之電纜束的情況下分配電力。 使用(若干)背板(例如，例示性背板3616及3618)提供許多優點。如上文所論述，背板容許電子組件(例如，電力放大器、電腦、控制台、控制器等)使用PCB連接器(例如，插槽)連接至背板以消除習知用於將電源連接至電子組件之長電纜線，從而減小伴隨習知電纜線系統之大小、複雜性、成本及電力損耗。此外，因為磁性組件經定位接近電子組件(例如，定位於包殼3602正上方)，所以將磁性組件連接至背板之任何必要電纜線之大小將自習知MRI中所使用之電纜(其通常必須將電源組件及其他電子組件連接至定位於單獨室中之磁性組件)顯著減小。鑒於此等短距離，可使用電纜(諸如帶狀電纜)以將背板連接至磁性組件以促進MRI系統之電子組件與磁性組件之間的緊緻、簡單及電力高效連接。此外，使用背板容許在無需將磁性組件與各自背板斷開連接的情況下移除及替換電子組件(諸如電力放大器(例如，GPA 3629及RFPA 3627))。 電子器件包殼3602亦含有(若干) RFPA 3627及GPA 3629，其除了歸因於低場及極低場體系中所涉及之低場強度而顯著降低電力之外，亦可併入本文中所論述之低功率技術之一或多者(例如，如上文結合圖20至圖34中所繪示之GPA所論述及/或如上文結合圖35所論述之RFPA所論述)。在一些實施例中，RFPA 3627及/或GPA 3629可包括使用FET或其他合適切換組件之複數個放大級。在包含用於RFPA 3627及GPA 3629之一或兩者之多個放大級之實施例中，該等放大級之各者可與經組態以屏蔽該級使之免受電磁干擾之電磁屏蔽相關聯。與通常與習知MRI系統一起使用之大放大器設計(其需要使用大屏蔽結構)相反，根據一些實施例設計之電力放大器(例如，RFPA 3627、GPA 3629)採用較小及/或較簡單電磁屏蔽結構，從而進一步減小一可攜式MRI系統之大小、複雜性及成本。 此外，低功率放大器(例如，GPA 3629及RFPA 3627)及用於梯度線圈及RF線圈之較低驅動電流亦可簡化MRI系統之熱管理。例如，根據一些實施例，可使用一空氣冷卻熱管理系統來冷卻低電力電子組件及磁性組件。例如，低功率MRI系統3600包含一風扇控制器3780，其用以控制一或多個風扇(例如，風扇3682a、3682b、3682c)以提供空氣來冷卻該系統之共同定位於電子器件包殼3602中之電源組件及/或該系統之磁性組件。用於風扇控制器3780之一包殼3606可定位於電子器件包殼3602外部，例如，鄰近於用於磁性組件之外殼或與用於磁性組件之外殼整合(例如，參見圖37D)，或根據一些實施例，可定位於電子器件包殼3602內。習知高功率系統常常需要基於水之冷卻系統，其不僅增大系統之大小、成本及複雜性，而且需要一水源來操作MRI系統。消除對於基於水之冷卻之需要促進MRI系統之可攜帶性，此係因為熱管理系統可自電源(例如，市電)操作，從而無需一外部水源且自MRI系統移除水循環裝置。 電子器件包殼3602亦包含一主控制器3632 (例如，一控制台)，其經組態以提供用以驅動可攜式MRI系統之各種其他組件(例如，RF線圈、梯度線圈等)之操作之控制信號以即時或近即時提供控制台控制。例如，主控制器3632可經程式化以執行結合圖1中所繪示之控制器106所描述之動作。許多習知MRI系統包含實施為用以執行類似功能之一專用高效能電腦之一控制台控制器。在一些實施例中，主控制器3632係使用一場可程式化閘陣列(FPGA)實施，其具有實質上少於習知MRI系統中所使用之高效能控制台電腦之電力需求，從而促成一可攜式MRI系統之成本、複雜性及電力消耗之減小。 可攜式MRI系統3600亦包含定位於一前置放大器包殼3604中以自(若干) RF線圈3626接收信號之前置放大器3640。前置放大器3640耦合至定位於電子器件包殼3602內之類比轉數位轉換器(ADC)電路3634。ADC 3634經由前置放大器電路3640自RF線圈3626接收類比信號且將該等類比信號轉換成可藉由電腦3614處理之數位信號，包含藉由(例如)經由一無線連接將信號傳輸至一外部電腦(例如，將數位信號傳輸至由一操作者使用之一智慧型電話、平板電腦、筆記本電腦等以起始及/或控制成像協定)。(若干) RF線圈3626可包含一或多個雜訊線圈、經組態以偵測MR信號之一或多個RF接收線圈及/或操作為雜訊線圈及RF接收線圈兩者之一或多個RF線圈。因此，自(若干) RF線圈3626接收之信號可包含表示電磁雜訊之信號及/或表示MR資料之信號。下文(例如，結合圖41A至圖41D及圖42)進一步詳細論述在一雜訊降低系統中利用此等信號以促進可攜式MRI系統在特殊屏蔽室外部操作之技術。用於前置放大器3640之包殼3604可定位於電子器件包殼3602外部，例如，鄰近於用於磁性組件之外殼或與用於磁性組件之外殼整合(例如，參見圖37D)，或根據一些實施例，可定位於電子器件包殼3602內。 如上文所論述，自(若干)線圈3626接收之MR資料可藉由電腦3614處理以抑制雜訊或以其他方式為影像重建準備MR資料。根據一些實施例，將MR資料傳輸至一或多個外部電腦以執行影像重建(例如，可將MR資料無線傳輸至一行動器件及雲端中之(若干)安全伺服器，或可將MR資料直接傳輸至一或多個伺服器以用於進一步處理)。替代性地，可藉由電腦3614執行影像重建。本發明者已認識到，對一或多個外部電腦之卸載計算密集型處理(例如，影像重建及類似者)減少機載電腦3614之電力消耗且無需使用具有顯著處理能力之一機載電腦，從而降低此等實施方案之成本及電力消耗。 電子器件包殼3602亦提供針對經組態以控制一或多個勻場線圈3624之操作以改良一成像視場中之場均勻性之勻場控制器3630之圍阻。歸因於控制一低場MRI系統中之(若干)勻場線圈3624之操作所需之較低輸出電流，用於實施勻場控制器3630之電子器件可依上文針對RFPA 3627及GPA 3629所描述之類似方式而為更小及/或更簡單。例如，簡單低功率切換器可用於減小勻場控制器之大小及複雜性，藉此促進一可攜式MRI系統之實施方案。如上文所論述，電子器件包殼3602可部分形成可攜式MRI系統3600之基座，該基座支撐該MRI系統之磁性組件。例如，電子器件包殼3602可部分形成類似於圖19A及圖19B中所繪示之可攜式MRI系統1900之基座1950之一基座。因此，一MRI系統之組件可共同定位於一獨立單元上或該獨立單元內以提供可攜式MRI系統3600。 圖37A至圖37D繪示一可攜式MRI系統之組件之一例示性配置。特定言之，圖37A繪示形成可攜式MRI系統3700之基座3750 (圖37D中所展示)之一部分之一圓形外殼3702。外殼3702可容置結合圖36中所繪示之電子器件包殼3602所描述之組件。外殼3702包括經組態以保全電子組件且對定位於基座3750 (如圖37D中所展示)之頂部上之磁性組件提供支撐之一底盤或框架3755。框架3755將外殼3702分離成許多分區，包含：分區3702A，其容置將電源連接至電力放大器且將電力放大器連接至對應磁性組件之一第一背板；及分區3702B，其容置將電源連接至各種控制器(例如，一電腦、主控制器/控制台、勻場控制器等)及用於數位化來自RF線圈之信號之ADC之一第二背板。分區3702A及3702B可(例如)容置圖36中之包殼3602中所繪示之電子組件，惟定位於圖37A中之分區3702C中之電力輸入除外。此外，外殼3702包含用於一馬達之一分區3702D，該馬達提供促進將可攜式MRI系統運送或移動至不同位置之一動力輔助。例如，可攜式MRI系統3700可包含在將可攜式MRI系統3700移動至不同位置時接合之一或多個機動車輪，如下文結合圖39A及圖39B進一步詳細論述。外殼3702經製造具有一直徑D，直徑D可經選取以促進在其中可利用MRI系統之典型空間中(例如，在急診室、重症監護室、手術室等中)移動可攜式MRI系統。根據一些實施例，外殼3702具有在25英寸與40英寸之間的一範圍中之一直徑。例如，例示性外殼3702可具有約32英寸之一直徑以容許在其中意欲操作可攜式MRI系統之空間中相對容易操縱該系統。 圖37B及圖37C繪示作為可攜式MRI系統3700之一基座3750之部分之圓形外殼3702的不同視圖。圖37B及圖37C中之該等視圖展示藉由框架3755形成之分區3702A至3702C內之電子組件之配置，其中背板定位於分區3702A與3702B之間。圖37D繪示展示配置於基座3750頂部上之磁性組件之一可攜式MRI器件3700。特定言之，磁鐵3722a及3722b至少部分形成一B0 磁鐵且梯度線圈3728a及3728b提供可攜式MRI系統3700之X梯度線圈、Y梯度線圈及Z梯度線圈。如所展示，可攜式MRI系統可具有促進該系統在其中使用該MRI系統之場所內之可操縱性之一最大水平寬度W。根據一些實施例，一可攜式MRI系統之最大水平尺寸係在40英寸與60英寸之間的一範圍中，且更佳在35英寸與45英寸之間的一範圍中。例如，例示性可攜式MRI系統3700具有約40英寸之一最大水平寬度。圖38繪示一自含型及獨立可攜式MRI系統3800之另一實施例，其具有包括用於容置該可攜式MRI系統之電子組件之一外殼3802之一支撐基座3850。 如上文所論述，開發一可攜式MRI系統之一因素係在通常未屏蔽、部分屏蔽之環境中(例如，在特殊屏蔽室或包圍式籠或帳篷外部)操作MRI系統之能力。為促進可靈活及廣泛部署且可在不同環境(例如，一急診室、手術室、辦公室、診所等)中操作之可攜式MRI，本發明者已開發包括雜訊抑制及/或避免技術之雜訊降低系統以與MRI系統一起使用以消除或減輕非所要電磁雜訊，減小非所要電磁雜訊對MRI系統之操作之影響及/或避免電磁頻譜中展現顯著雜訊之頻帶。 一靈活低場MRI系統(例如，一通常移動、可運送或可載運系統及/或可安裝於各種環境中(諸如一急診室、辦公室或診所中)之一系統)之效能可尤其容易受到雜訊(諸如RF干擾)影響，許多習知高場MRI系統歸因於安裝於具有廣泛屏蔽之專用室中而很大程度不受雜訊影響。為促進可靈活及廣泛部署之低場MRI系統，本發明者已開發採用一或多個雜訊抑制技術之雜訊降低系統以與低場MRI系統一起使用以消除或減輕非所要雜訊，或減小非所要雜訊對低場系統之操作之影響。 根據一些實施例，雜訊抑制及/或避免技術係基於自環境獲得之雜訊量測。該等雜訊量測隨後用於藉由以下者而降低存在於在操作期間藉由低場MRI系統(例如，具有約.2 T或更小、約.1 T或更小、約50 mT或更小、約20 mT或更小、約10 mT或更小等之一B0 場之一系統)偵測之MR信號中之雜訊：抑制環境雜訊，組態低場MRI系統以在具有較少雜訊之一頻帶或頻格中操作，使用自多個接收線圈獲得之信號，或與其某一組合。因此，低場MRI系統補償存在於部署系統之任何環境中之雜訊且可因此在未屏蔽或部分屏蔽之環境中操作使得MRI不限於專用屏蔽室。 由本發明者開發之雜訊抑制技術(在下文進一步詳細描述其實例)促進在屏蔽室外部及/或具有系統之成像區域之變化之器件級屏蔽位準之MRI系統之操作。因此，可在所需之處及在其中習知MRI不可用之境況中(例如，在急診室、手術室、重症監護室等中)採用採用本文中所描述之雜訊抑制技術之一或多者之MRI系統。雖然此等雜訊抑制技術之態樣在其中廣泛屏蔽不可用或原本未提供之低場背景中可尤其有益，但應瞭解，此等技術亦適用於高場背景且並不限於與任何特定類型之MRI系統一起使用。 用於解決低場體系之相對較低SNR特性之另一技術係改良藉由B0 磁鐵之B0 場之均勻性。一般而言，B0 磁鐵需要一定位準之勻場來產生具有滿足用於MRI中之一分佈之一B0 磁場(例如，具有所要場強度及/或均勻性之一B0 磁場)。特定言之，生產要素(諸如設計、製造容限、不精確生產程序、環境等)引起在組裝/製造之後產生具有不令人滿意分佈之一B0 場之場變動。例如，在生產之後，上文所描述之例示性B0 磁鐵200、300及/或1600可產生需要經改良或以其他方式校正(通常藉由勻場)以產生臨床上有用影像之具有一不令人滿意分佈(例如，不適用於成像之B0 場之不均勻性)之B0 場。 勻場係指用於調整、校正及/或改良一磁場(通常一磁共振成像器件之B0 磁場)之各種技術之任一者。類似地，勻場係指(例如，藉由產生一磁場)執行勻場之某物(例如，一物體、組件、器件、系統或其組合)。用於促進MRI之一B0 磁鐵之更高效及/或具成本效率之勻場之技術係描述於標題為「Methods and Apparatus for Magnetic Field Shimming」且於2017年3月22日申請之美國申請案第15/466500號中，該案之全文以引用的方式併入本文中，該案之任何勻場技術可用於改良本文中所描述之B0 磁鐵之任一者之分佈。 使用本文中所描述之技術，本發明者已開發能夠被帶至患者從而視需要提供可負擔及可廣泛部署之MRI之可攜式、低功率MRI系統。圖39A及圖38B繪示根據一些實施例之一可攜式MRI系統之視圖。可攜式MRI系統3900包括部分藉由一上磁鐵3910a及一下磁鐵3910b形成之一B0 磁鐵3910，B0 磁鐵3910具有耦合至其以增加成像區域內之通量密度之一軛3920。B0 磁鐵3910可連同梯度線圈3915 (例如，描述於標題為「Low Field Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus」且於2015年9月4日申請之美國申請案第14/845652號中之梯度線圈之任一者，該案之全文以引用的方式併入本文中)一起容置於磁鐵外殼3912中。根據一些實施例，B0 磁鐵3910包括一電磁鐵，例如，類似於或相同於圖2中所繪示之電磁鐵210之一電磁鐵。根據一些實施例，B0 磁鐵3910包括一永久磁鐵，例如，類似於或相同於圖3A中所繪示之永久磁鐵300或圖16中所繪示之永久磁鐵1600之一永久磁鐵。 可攜式MRI系統3900進一步包括容置操作該MRI系統所需之電子器件之一基座3950。例如，基座3950可容置上文結合圖36至圖38所論述之電子器件，包含經組態以使用市電(例如，經由至一標準壁式插座及/或一大型電器插座之一連接件)操作MRI系統之電源組件。例如，基座3950可容置低功率組件(諸如本文中所描述者)，從而使可攜式MRI系統至少部分能夠自現成的壁式插座供電。因此，可攜式MRI系統3900可被帶至患者處且插入至附近之一壁式插座中。 可攜式MRI系統3900進一步包括可敞開及閉合且可以各種組態定位之可移動滑動件3960。滑動件3960包含電磁屏蔽3965(其可由任何合適導電或磁性材料製成)，電磁屏蔽3965用以形成使在可攜式MRI系統之操作環境中之電磁雜訊衰減以屏蔽成像區域使之免受至少一些電磁雜訊干擾之一可移動屏蔽件。如本文中所使用，術語電磁屏蔽係指經組態以使所關注之一頻譜中之電磁場衰減且經定位或配置以屏蔽所關注之一空間、物體及/或組件之導電或磁性材料。在一MRI系統之背景中，電磁屏蔽可用於屏蔽MRI系統之電子組件(例如，電源組件、電纜等)，屏蔽MRI系統之成像區域(例如，視場)或兩者。 由電磁屏蔽達成之衰減程度取決於許多因素，包含所使用之材料之類型、材料厚度、期望或需要電磁屏蔽所針對之頻譜、電磁屏蔽中之孔隙之大小及形狀(例如，一導電網中之孔洞的大小、未屏蔽部分或屏蔽中之間隙之大小等)及/或孔隙相對於一入射電磁場之定向。因此，電磁屏蔽一般係指用以使至少某一電磁輻射衰減且經定位以藉由使至少某一電磁輻射衰減而至少部分屏蔽一給定空間、物體或組件之任何導電或磁性障壁。 應瞭解，期望屏蔽(電磁場之衰減)之頻譜可取決於所屏蔽之物而不同。例如，用於特定電子組件之電磁屏蔽可經組態以使不同於用於MRI系統之成像區域之電磁屏蔽之頻率衰減。關於成像區域，所關注之頻譜包含影響MRI系統激發及偵測一MR回應之能力及/或使該能力降級之頻率。一般而言，用於一MRI系統之成像區域之所關注頻譜對應於一給定B0 磁場強度(接收系統經組態以偵測或能夠偵測之B0 磁場強度)下之關於標稱操作頻率(即，拉莫頻率)之頻率。此頻譜在本文中被稱為MRI系統之操作頻譜。因此，對操作頻譜提供屏蔽之電磁屏蔽係指經配置或定位以使至少在用於MRI系統之一成像區域之至少一部分之操作頻譜內之頻率衰減之導電或磁性材料。 在所繪示之可攜式MRI系統3900中，可移動屏蔽件因此可經組態而以不同配置提供屏蔽，該等配置可視需要調整以容納患者、提供接近患者的管道，及/或根據一給定成像協定來調整。例如，對於圖40A中所繪示之成像程序(例如，一大腦掃描)，一旦已定位患者，便可(例如)使用握把4062閉合滑動件4060以在成像區域周圍(惟容納患者之上部軀幹之開口除外)提供電磁屏蔽4065。在圖40B中所繪示之成像程序中(例如，膝蓋之一掃描)，滑動件4060可經配置以在兩側上具有容納患者之腿之開口。因此，可移動屏蔽件容許屏蔽組態成適用於成像程序之配置且促進將患者適當地定位於成像區域內。 如上文所論述，亦可執行包括一或多個雜訊降低及/或補償技術之一雜訊降低系統以抑制未藉由屏蔽3965阻擋或充分衰減之至少一些電磁雜訊。特定言之，如前文所論述，本發明者已開發經組態以抑制、避免及/或拒斥在MRI系統所處之操作環境中之電磁雜訊之雜訊降低系統。根據一些實施例，此等雜訊抑制技術結合可移動屏蔽件一起運作以促進其中可配置滑動件之各種屏蔽組態中之操作。例如，當滑動件4060如圖40B中所繪示般配置時，增加之電磁雜訊位準將有可能經由開口進入成像區域。因此，雜訊抑制組件將偵測增加之電磁雜訊位準且相應地調適雜訊抑制及/或避免回應。歸因於由本發明者開發之雜訊抑制及/或避免技術之動態本質，雜訊降低系統經組態以回應於變化雜訊條件(包含由可移動屏蔽件之不同配置所引起之雜訊條件)。因此，根據一些實施例之一雜訊降低系統可經組態以與可移動屏蔽件一起操作以依可利用之屏蔽組態之任一者抑制在MRI系統之操作環境中之電磁雜訊，該等屏蔽組態包含實質上無屏蔽之組態(例如，不具有可移動屏蔽件之組態)，如下文進一步詳細論述。 為確保可移動屏蔽件無關於其中放置滑動件之配置而提供屏蔽，電墊片可經配置以提供沿著可移動屏蔽件之周邊之連續屏蔽。例如，如圖39B中所展示，電墊片3967a及3967b (亦參見圖45C)可提供於滑動件3960與磁鐵外殼之間的介面處以維持提供沿著此介面之連續屏蔽。根據一些實施例，電墊片係鈹指、鈹銅指或類似者(例如，鋁墊片)，其在滑動件3960移動至圍繞成像區域之所要位置期間及之後維持屏蔽件3965與接地之間的電連接。根據一些實施例，如圖40B中所繪示，電墊片3967c係提供於滑動件3960之間的介面處，使得在其中將滑動件放在一起之配置中在滑動件之間提供連續屏蔽。因此，可移動滑動件3960可對可攜式MRI系統提供可組態屏蔽。 為促進運送，提供一機動組件3980以容許(例如)使用提供於MRI系統上或遠離MRI系統之一控制件(諸如一操縱桿或其他控制機構)在不同位置之間驅動可攜式MRI系統。以此方式，可將可攜式MRI系統3900運送至患者且操縱至床邊以執行成像，如圖40A及圖40B中所繪示。如上文所論述，圖40A繪示已被運送至一患者之床邊以執行一大腦掃描之一可攜式MRI系統4000。圖40B繪示已被運送至一患者之床邊以執行患者之膝蓋之一掃描之可攜式MRI系統4000。 本文中所描述之可攜式MRI系統(例如，圖19及圖39至圖40中所繪示之MRI系統)可自一可攜式電子器件(諸如一筆記本電腦、平板電腦、智慧型電話等)操作。例如，平板電腦3975可用於操作可攜式MRI系統以運行所要成像協定及觀看所得影像。平板電腦可連接至一安全雲端以傳送影像以用於資料共用、遠距醫學及/或對資料集之深度學習。在2015年9月4日申請之標題為「Automatic Configuration of a Low Field Magnetic Resonance Imaging System」之美國申請案第14/846158號(該案之全文以引用的方式併入本文中)中描述之利用網路連接能力之技術之任一者可結合本文中所描述之可攜式MRI系統一起使用。 圖39C繪示根據一些實施例之一可攜式MRI系統之另一實例。可攜式MRI系統4000可在許多方面類似於圖16、圖39A及圖39B中所繪示之可攜式MRI系統。然而，滑動件4060係以不同方式建構，屏蔽3965’亦如此，從而導致製造更容易及更便宜之電磁屏蔽件。如上文所論述，一雜訊降低系統可用於容許在未屏蔽室中且憑藉圍繞系統自身上之成像區域之變化之屏蔽程度(包含無或實質上無用於成像區域之器件級電磁屏蔽件)操作一可攜式MRI系統，如下文(例如，結合圖41A至圖41D及圖42)進一步詳細論述。 應瞭解，圖39至圖40中所繪示之電磁屏蔽件僅係例示性且對一MRI系統提供屏蔽並不限於本文中所描述之例示性電磁屏蔽。可使用任何合適材料以任何合適方式實施電磁屏蔽。例如，可使用可提供屏蔽成像區域之一可移動「簾」之導電網、織物等形成電磁屏蔽。可使用作為一固定、可移動或可組態組件耦合至MRI系統以屏蔽成像區域使之免受電磁干擾之一或多個導電帶(例如，一或多個導電材料條)形成電磁屏蔽，在下文進一步詳細描述該等導電帶之一些實例。可藉由在外殼之門、滑動件或任何可移動或固定部分中嵌入材料來提供電磁屏蔽。電磁屏蔽件可部署為固定或可移動組件，此係因為態樣在此方面不受限制。 因此，本文中所描述之技術之態樣係關於改良低場MRI系統在其中雜訊(諸如RF干擾)之存在可不利地影響此等系統之效能之環境中之效能。在一些實施例中，一低場MRI系統可經組態以偵測雜訊(例如，環境電磁雜訊、內部系統雜訊、射頻干擾等)，且據此回應而調適該低場MRI系統以減少該雜訊對該系統之操作之影響。低場MRI系統可經組態以藉由以下各者來減少雜訊之影響：抑制由RF接收線圈獲得之RF信號中之雜訊；產生相消地干擾環境中之雜訊(例如，RF干擾)之RF信號；調整藉由低場MRI系統產生及/或接收之磁場之特性(例如，調整B0 磁鐵之磁場強度)使得傳輸/接收線圈在一頻帶中令人滿意地操作而無干擾，或使用此等技術之一組合。 根據一些實施例，本文中所描述之雜訊抑制技術至少部分藉由調適對其中部署MRI系統之特定環境之雜訊補償而容許MRI系統在未屏蔽或部分屏蔽之環境中操作及/或在具有或不具有成像區域之器件級屏蔽(例如，對低場MRI器件自身提供之用以屏蔽成像區域使之免受電磁干擾之屏蔽)的情況下操作。因此，一MRI系統之部署並不限於特殊屏蔽室或其他客製化場所且代替性地可在廣泛多種環境中操作。 在一些實施例中，一系統可經組態以獲得關於該系統之環境中或該系統自身內之雜訊(例如，RF干擾)之資訊且抑制藉由RF接收線圈至少部分基於該所獲得之資訊量測之RF信號中之雜訊。該系統可經組態以藉由使用一或多個輔助感測器獲得關於環境中之雜訊之資訊。術語「輔助」係用於區分能夠偵測雜訊之一感測器或偵測器與接收用於MRI中之MR信號之主要接收通道。應瞭解，在一些實施例中，一輔助感測器亦可接收一或多個MR信號。例如，低場MRI系統可包括一或多個輔助RF接收線圈，其經定位接近(若干)主要傳輸/接收線圈但在B0 場之視場外部以在未偵測藉由經成像之一主體發射之MR信號的情況下偵測RF雜訊。藉由該(等)輔助RF線圈偵測之雜訊可用於抑制藉由MRI系統之主要RF線圈獲得之MR信號中之雜訊。 此一配置具有動態偵測及抑制RF雜訊以促進(例如)一通常可運送及/或可載運之低場MRI系統(其取決於操作低場MRI系統之環境而有可能經受不同及/或變化位準之RF雜訊)之佈建的能力。即，因為雜訊抑制係基於當前雜訊環境，所以本文中所描述之技術提供專用於其中部署系統之特定環境之雜訊抑制能力。即使調整藉由一或多個輔助感測器偵測之雜訊之增益，自藉由(若干)主要接收線圈量測之信號減去藉由該(等)輔助感測器獲得之雜訊之樣本的簡單方法通常亦提供不令人滿意之雜訊抑制。該(等)主要接收線圈及該(等)輔助感測器可量測不同雜訊信號，此係因為該(等)主要線圈及該(等)輔助感測器可處在不同位置中、具有不同定向及/或可具有不同實體特性(例如，可具有不同數目個線圈匝數，可在大小、形狀、阻抗上不同，或可為一完全不同類型之感測器)。 (若干)主要線圈及(若干)輔助感測器之不同位置及/或定向可導致藉由該等主要線圈及輔助感測器接收之雜訊信號之特性之差異。(若干)主要線圈與(若干)輔助感測器之間的不同實體特性可導致藉由該(該等)主要線圈及該(該等)輔助感測器接收之雜訊信號之間的頻率相依差異。因此，自藉由(若干)主要線圈量測之信號減去藉由一或多個輔助感測器量測之雜訊信號無法充分抑制藉由該(等)主要線圈偵測之雜訊。即使藉由一常數按比例調整藉由(若干)輔助感測器量測之雜訊信號以嘗試補償藉由(若干)主要線圈及該(等)輔助感測器接收之雜訊信號之增益的差異，此補償亦不會考量該等雜訊信號之間的頻率相依差異。 一些雜訊抑制技術採用抑制藉由一低場MRI系統之一或多個主要接收線圈接收之RF信號中之雜訊之一變換。根據一些實施例，該變換操作以將經由一或多個輔助感測器(例如，本文中所描述之一或多個輔助RF線圈及/或其他類型之感測器)接收之一雜訊信號變換為藉由主要接收線圈(或多個主要接收線圈)接收之雜訊之一估計。在一些實施例中，雜訊抑制可包括：(1)藉由使用一或多個輔助感測器獲得雜訊之樣本；(2)使用主要RF線圈獲得MR資料之樣本；(3)判定一變換；(4)使用該變換變換雜訊樣本；及(5)自該經獲得之MR資料減去該等經變換之雜訊樣本以抑制及/或消除雜訊。 可自使用(若干)輔助感測器及(若干)主要線圈獲得之多個(例如，至少十個、至少100個、至少1000個等)校準量測估計變換。多個校準量測容許依高準確度估計該變換。可在時域、頻域或兩者之一組合中計算該變換。根據一些實施例，可自複數個校準量測估計一變換。多個校準量測容許針對跨頻譜(針對該頻譜定義變換)之複數個頻格估計變換之振幅及相位。例如，當使用一K點DFT (例如，其中K係等於128、256、512、1024等之一整數)處理信號時，多個量測可容許針對K個頻格之各者估計變換之振幅及相位。 在一些實施例中，多個輔助接收線圈可用作抑制藉由一低場MRI系統之(若干)主要傳輸/接收線圈接收之雜訊之輔助感測器。例如，在一些實施例中，一低場MRI系統可包含經定位/組態以感測藉由經成像之主體發射之MR信號之多個RF線圈(例如，多個「主要」線圈)及/或經定位/組態以接收雜訊資料但偵測很少或不偵測MR信號之多個線圈(例如，多個「輔助」線圈)。此一配置促進多個雜訊源之偵測及特性化以抑制可存在於一給定環境中之各種雜訊。亦可使用納入本文中所描述之雜訊特性化技術以及用於經由並行MR或以其他合適方式加速影像獲取之多個主要接收線圈，如下文進一步詳細論述。 在一些實施例中，當低場MRI系統之環境中存在多個雜訊源時，可使用多個輔助感測器來執行雜訊補償。例如，可使用一或多個輔助RF線圈及/或一或多個其他類型之感測器以獲得關於由多個源所產生之雜訊所引起之雜訊環境之資訊，該資訊繼而可用於處理藉由(若干)主要接收線圈接收之RF信號以補償藉由多個源產生之雜訊。例如，在一些實施例中，可自使用多個輔助感測器及(若干)主要RF線圈獲得之校準量測估計一多通道變換，如下文更詳細描述。多通道變換可表示藉由該(等)主要RF線圈及多個輔助感測器之各者擷取之雜訊信號之間之相關性。例如，變換可擷取藉由多個輔助感測器接收之雜訊信號中之相關性。該轉變亦可擷取藉由多個輔助感測器接收之雜訊信號與藉由(若干)主要RF線圈接收之雜訊信號之間之相關性。 在一些實施例中，可使用多個輔助感測器以藉由以下各者執行雜訊抑制：(1)藉由使用多個輔助感測器獲得雜訊之樣本；(2)使用(若干)主要RF線圈獲得MR資料之樣本；(3)獲得一多通道變換；(4)使用該多通道變換變換該等雜訊樣本；及(5)自該獲得之MR資料減去該等經變換之雜訊樣本以抑制及/或消除雜訊。 在一些實施例中，可自多個(例如，至少十個、至少100個、至少1000個等)校準量測估計多通道變換。根據一些實施例，多個校準量測係用於針對複數個頻格(跨其定義多通道變換)估計變換之振幅及相位。例如，當使用一K點DFT (例如，其中K係等於128、256、512、1024等之一整數)處理信號時，多個校準量測可容許針對K個頻格之各者估計多通道變換之振幅及相位。 根據一些實施例，亦可利用藉由一或多個主要接收線圈偵測之MR信號以特性化雜訊以抑制或消除來自MR資料之雜訊。特定言之，本發明者已認知，藉由使用相同空間編碼重複MR資料獲取(例如，藉由使用用於梯度線圈之相同操作參數重複一脈衝序列)，所獲取之「冗餘」資料可用於特性化雜訊。例如，若使用相同空間編碼重複一脈衝序列多次，則所獲得之MR資料理論上應相同。因此，可假定使用相同空間編碼自多次獲取獲取之信號之間的差異由雜訊所引起。因此，自使用相同空間編碼所獲得之多個信號可經相移及相減(或相加)以獲得雜訊之一量測。 根據一些實施例，以此方式特性化之雜訊可用於計算一變換或包含為一多通道變換中之一通道，如下文進一步詳細論述。替代性地，以此方式特性化之雜訊可單獨使用或組合其他技術一起用於抑制來自所獲取MR信號之雜訊。例如，基於使用相同空間編碼獲得之多個MR信號獲得之一雜訊估計可用於在未計算一變換的情況下抑制雜訊，因為可使用其他合適技術。 根據一些實施例，可使用一或多個感測器(例如，一或多個RF線圈或能夠偵測電磁場之其他感測器)來評估在所關注之一頻譜中之雜訊背景以從一雜訊角度評估該頻譜內之哪一頻帶最乾淨使得(若干)傳輸/接收線圈可經組態以在經識別之頻帶中操作。因此，在一些實施例中，可藉由調整(若干)傳輸/接收線圈以在相對於其中該(等)傳輸/接收線圈可經組態以操作之其他頻帶具有較少干擾之一頻帶下操作而調適一低場MRI系統。例如，一或多個輔助RF線圈可經組態以監測跨多個頻帶(主要RF線圈可在該等頻帶內操作)之雜訊，且主要RF線圈可經組態以在具有如藉由使用輔助RF線圈獲得之量測判定之最少雜訊量之頻帶下操作。特定言之，一輔助RF線圈可為經組態以量測跨廣泛頻帶之雜訊位準(例如，雜訊底限)之一寬頻RF線圈。基於跨所關注之一頻帶量測之雜訊，(若干)主要傳輸/接收線圈(例如，其可為一窄頻線圈)可經組態以在經判定以具有少於其他頻帶之雜訊之一頻帶中操作。替代性地，可提供多個感測器，各感測器在一各自頻帶中量測雜訊位準。(若干)主要傳輸/接收線圈接著可經組態以在經判定存在有最少雜訊量之一頻帶中操作。 針對一低場MRI系統之一顯著干擾源可為將電力供應至該低場MRI系統之一或多條電力線(例如，電源線)。因此，在一些實施例中，一低場MRI系統經組態以直接量測歸因於該(等)電力線之任何干擾且使用該等量測來抑制或消除此干擾。例如，在一些實施例中，一低場MRI系統可包含耦合至該系統之一電力線以量測藉由該電力線產生或攜載之任何RF信號之一或多個感測器，且藉由該(等)感測器獲得之該等量測可用作本文中所描述之雜訊抑制技術之部分(例如，以進一步特性化雜訊環境且促進一全面變換之估計)。 在一些實施例中，一低場MRI系統可包含電容性耦合至該系統之電力線之一者之一天線且可經組態以使用藉由該天線獲得之量測來抑制藉由該低場MRI系統之主要RF線圈接收之RF信號中之雜訊。此一天線可具有任何合適類型，且(例如)可包括纏繞電力線之一薄金屬片及/或耦合至該電力線之一或多個電容器。一低場MRI系統可包含多個此天線以用來偵測由將電力供應至該系統(或以其他方式影響該系統)之任何所要數目個電力線所引起之雜訊，該等電力線包含(例如)攜載單相電力、兩相電力或三相電力之活線。在一些例項中，一低場MRI系統可包含用於一接地導線之此一天線。作為另一實例，一低場MRI系統可包含一感測器，其(例如，藉由使用一環形線或任何其他合適方法)電感性耦合至一電力線或多條各自電力線以量測藉由該電力線攜載之RF信號，使得此等量測可用於抑制藉由該低場MRI系統之主要RF線圈量測之RF信號中之雜訊。 在一些實施例中，可使用一感測器之歸因於一電力線之干擾之量測以藉由估計主要RF接收線圈與該感測器之間的一變換來抑制藉由該主要RF接收線圈量測之RF信號中之雜訊。此可依任何合適方式完成且(例如)可使用本文中所描述之用於估計主要RF接收線圈與一輔助RF接收線圈之間的一變換之技術來完成。例如，以此方式特性化之雜訊可用於單獨估計一變換或可為一多通道變換中之一通道。藉由耦合至一或多條電力線之一感測器特性化之雜訊可依其他方式利用(例如，直接用於抑制雜訊)，此係因為態樣在此方面不受限制。 根據一些實施例，可藉由將一或多個感測器耦合至一或多個電磁干擾(EMI)屏蔽件來偵測環境中之雜訊。例如，一感測器可電感性或電容性連接於一或多個EMI屏蔽件與接地之間以偵測藉由該屏蔽件擷取之EMI。以此方式特性化之雜訊可用於抑制或消除來自藉由(若干)主要接收線圈偵測之MR信號之雜訊。例如，藉由將一感測器耦合至一或多個EMI屏蔽件而特性化之雜訊可用於單獨估計一變換或可用作一多通道變換中之一通道。可依其他方式利用藉由耦合至一或多個EMI屏蔽件之一感測器特性化之雜訊，此係因為態樣在此方面不受限制。 再次參考圖1，MRI系統100包含控制器106 (亦稱為一控制台)，其具有用以將指令發送至電力管理系統110及自電力管理系統110接收資訊之控制電子器件。控制器106可經組態以實施一或多個脈衝序列，該等脈衝序列用於判定發送至電力管理系統110之指令依一所要序列操作磁性組件120。例如，在一低場MRI系統中，控制器106可經組態以控制電力管理系統110以根據一平衡穩態自由旋進(bSSFP)脈衝序列、一低場梯度回波脈衝序列、一低場自旋回波脈衝序列、一低場反轉回復脈衝序列及/或任何其他合適脈衝序列來操作磁性組件120。可將控制器106實施為硬體、軟體或硬體及軟體之任何合適組合，此係因為本文中所提供之揭示內容之態樣在此方面不受限制。 在一些實施例中，控制器106可經組態以藉由自脈衝序列儲存庫108獲得關於脈衝序列之資訊而實施一脈衝序列，脈衝序列儲存庫108儲存一或多個脈衝序列之各者之資訊。藉由脈衝序列儲存庫108儲存之用於一特定脈衝序列之資訊可為容許控制器106實施該特定脈衝序列之任何合適資訊。例如，儲存於脈衝序列儲存庫108中之用於一脈衝序列之資訊可包含用於根據該脈衝序列操作磁性組件120之一或多個參數(例如，用於操作RF傳輸及接收線圈126之參數、用於操作梯度線圈128之參數等)、用於根據該脈衝序列操作電力管理系統110之一或多個參數、包括指令(該等指令在藉由控制器106執行時引起控制器106控制系統100根據該脈衝序列操作)之一或多個程式及/或任何其他合適資訊。可將儲存於脈衝序列儲存庫108中之資訊儲存於一或多個非暫時性儲存媒體上。 如圖1中所繪示，控制器106亦與經程式化以處理經接收之MR資料之計算器件104互動。例如，計算器件104可處理經接收之MR資料以使用任何合適(若干)影像重建程序來產生一或多個MR影像。控制器106可將關於一或多個脈衝序列之資訊提供至計算器件104以藉由該計算器件處理資料。例如，控制器106可將關於一或多個脈衝序列之資訊提供至計算器件104且該計算器件可至少部分基於所提供之資訊而執行一影像重建程序。 計算器件104可為可處理所獲取之MR資料且產生經成像之主體之一或多個影像的任何電子器件。在一些實施例中，計算器件104可為一固定電子器件，諸如一桌上型電腦、一伺服器、一機架安裝電腦或任何其他合適固定電子器件(其可經組態以處理MR資料且產生經成像之主體之一或多個影像)。替代性地，根據一低場MRI系統之一些實施例，計算器件104可為一可攜式器件，諸如一智慧型電話、一個人數位助理、一膝上型電腦、一平板電腦或任何其他可攜式器件(其可經組態以處理MR資料且產生經成像之主體之一或多個影像)。在一些實施例中，計算器件104可包括任何合適類型之多個計算器件，此係因為態樣在此方面不受限制。一使用者102可與工作站104互動以控制低場MR系統100之態樣(例如，程式化系統100以根據一特定脈衝序列操作，調整系統100之一或多個參數等)及/或觀看藉由低場MR系統100獲得之影像。 圖41展示根據本文中所描述之技術之一些實施例之可用於執行雜訊抑制之一MRI系統之一實例之一部分的闡釋性組件。例如，傳輸/接收系統4100可形成一低場MRI系統之傳輸/接收裝置(例如，傳輸/接收線圈126、一或多個控制器等)之至少部分，諸如在上文併入之共同申請之專利申請案中所描述之例示性系統之任一者。傳輸/接收系統4100經組態以偵測自經成像之一主體4104之受激原子發射之MR信號，且特性化環境中之雜訊以自該等經偵測之MR信號抑制或移除該經特性化之雜訊，如下文進一步詳細論述。 如圖41A中所展示，傳輸/接收系統4100包括一主要RF接收線圈4102，其經組態以量測藉由主體4104回應於一激發脈衝序列(例如，選自脈衝序列儲存庫108且藉由控制器102執行之一脈衝序列)而發射之MR信號。該激發脈衝序列可藉由主要RF接收線圈4102產生及/或藉由配置成接近主體4104且經組態以在被操作時產生合適MR脈衝序列之一或多個其他傳輸RF線圈產生。主要接收線圈4102可為一單個線圈或可為複數個線圈，其在複數個線圈之情況中可用於執行並行MRI。調諧電路4108促進主要接收線圈4102之操作且將藉由(若干) RF線圈4102偵測之信號提供至獲取系統4110，獲取系統4110可放大該等經偵測信號、數位化該等經偵測信號及/或執行任何其他合適類型之處理。 傳輸/接收系統4100亦包含(若干)輔助感測器4106，該(等)輔助感測器4106可包含經組態以偵測或以其他方式量測環境中之雜訊源及/或藉由MRI系統自身產生之環境雜訊之任何數目或類型之感測器。藉由該(等)輔助感測器4106量測之雜訊可經特性化且用於使用下文進一步詳細描述之技術抑制藉由(若干)主要RF線圈4102偵測之MR信號中之雜訊。在獲取系統4110處理藉由(若干) RF線圈4102及(若干)輔助感測器4106偵測之信號之後，獲取系統4110可將該等經處理之信號提供至MRI系統之一或多個其他組件以供進一步處理(例如，用於形成主體4104之一或多個MR影像)。獲取系統4110可包括任何合適電路且可包括(例如)經組態以控制MRI系統以根據本文中所描述之實施例執行雜訊抑制之一或多個控制器及/或處理器。應瞭解，圖41A中所繪示之組件可經組態以偵測藉由一MRI系統產生之MR信號，且(例如) RF線圈可類似於或相同於上文併入之共同申請之申請案中所描述之RF線圈，或可為任何其他合適類型之線圈。 在一些實施例中，(若干)輔助感測器4106可包含經組態以量測來自MRI系統操作之環境中之一或多個雜訊源之雜訊之一或多個輔助線圈4206，如圖41B中所展示。在一些例項中，該(等)輔助RF線圈4206可經建構以對周圍雜訊比對藉由線圈自身產生之任何雜訊實質上更敏感。例如，輔助RF線圈4206可具有一足夠大孔徑及/或匝數使得該輔助線圈對來自環境之雜訊比對藉由該輔助線圈自身產生之雜訊更敏感。在一些實施例中，(若干)輔助RF線圈4206可具有大於(若干)主要RF線圈4102之一孔徑及/或匝數。然而，(若干)輔助RF線圈4206可在此方面與主要RF線圈相同及/或可在其他方面不同於(若干)主要RF線圈4102，此係因為本文中所描述之技術並不限於任何特定線圈選項。例如，在一些實施例中，使用一不同類型之一輔助感測器來代替一RF線圈類型感測器，如下文進一步詳細論述。 在圖41B之闡釋性實施例中，(若干)輔助RF線圈4206經定位與主要RF線圈4102隔開一距離4205。可選擇該距離4205使得(若干)輔助線圈4206離樣本4104足夠遠以避免感測在成像期間藉由樣本發射之MR信號，但以其他方式儘可能靠近主要RF線圈4102配置使得(若干)輔助線圈4206偵測類似於藉由該(等)主要線圈4102偵測之雜訊之雜訊。以此方式，藉由(若干)輔助線圈4206自一或多個雜訊源量測且使用本文中所論述之技術(例如，藉由使用經偵測雜訊來至少部分計算可用於抑制及/或消除存在於經偵測之MR信號上之雜訊之一變換)特性化之雜訊可表示藉由(若干)主要線圈4102偵測之雜訊。應瞭解，(若干)輔助線圈4206不必為RF線圈，但可為能夠偵測或量測環境中可影響MRI系統之效能之雜訊之任何類型的感測器，此係因為本文中所描述之技術並不限於與任何特定類型之感測器一起使用。 根據一些實施例，(若干)輔助感測器4106可包含經組態以藉由將(若干)感測器耦合至MRI系統之一或多個組件來量測雜訊之一或多個輔助感測器4306，如圖41C中示意性地展示。例如，輔助感測器4306可包含耦合至MRI系統之一或多個組件或以其他方式配置以偵測藉由MRI系統產生之雜訊之一或多個感測器。如上文所論述，電力電纜常常為可對MRI系統之操作具有負面影響且特定言之可產生藉由一或多個主要線圈偵測之雜訊之一雜訊源。根據一些實施例，(若干)輔助感測器4306包含耦合(例如，電容性耦合或電感性耦合)至系統之一或多個電力電纜以偵測自該一或多個電力電纜產生之雜訊之一或多個感測器。該經偵測雜訊可經特性化且用於(例如)藉由使用該經偵測雜訊至少部分產生特性化藉由(若干)輔助感測器4306偵測之雜訊之一變換或藉由被直接施加於經偵測之MR信號而抑制來自經偵測之MR信號之雜訊。 如上文所論述，低場體系可促進可用於廣泛多種境況中及/或可一般自一個位置運送至另一位置之系統。因此，低場MRI系統將經常在特殊屏蔽室外部操作。因此，一些低場MRI系統可利用系統之一或多個組件之部分屏蔽來防止至少一些EMI到達經屏蔽之組件。本發明者已瞭解，藉由將一或多個感測器耦合至系統之一或多個EMI屏蔽件(例如，一或多個組件之一法拉第(Faraday)籠或類似者)，藉由該一或多個EMI屏蔽件吸收之雜訊可經量測、特性化及用於抑制及/或消除來自經偵測之MR信號之雜訊。根據一些實施例，(若干)輔助感測器4306包含耦合於一或多個EMI屏蔽件與接地之間以量測藉由該EMI屏蔽件吸收之可用於促進雜訊抑制之雜訊之一或多個感測器。例如，自EMI屏蔽件偵測之雜訊可用於至少部分計算可用於抑制及/或消除來自經偵測之MR信號之雜訊之一變換。應瞭解，(若干)輔助感測器4306可包含能夠偵測雜訊之任何其他類型之感測器，此係因為態樣在此方面不受限制。 根據一些實施例，(若干)輔助感測器4106包含如圖41D中所繪示之(若干)主要線圈自身，其中該(等)主要RF線圈係標記為用於系統之主要接收線圈4102及輔助感測器4406兩者，此係因為該(等)主要RF線圈在一些境況中可執行兩種角色。如上文所論述，本發明者已認知，特定脈衝序列促進使用自(若干)主要線圈獲取之信號以亦抑制該等信號上之雜訊。一脈衝序列一般係指依一指定序列操作(若干)傳輸線圈及(若干)梯度線圈以引發一MR回應。藉由使用相同空間編碼重複相同脈衝序列，可獲得「冗餘」MR信號且可將其用於估計存在於MR信號中之雜訊。 為解決低場MRI之相對較低信雜比(SNR)，已利用使用相同空間編碼重複MR資料獲取(例如，藉由使用相同操作參數重複一脈衝序列以依相同方式驅動梯度線圈)之脈衝序列。經由多次獲取獲得之MR信號經平均化以增大SNR。例如，一平衡穩態自由旋進(bSSFP)脈衝序列可用於經由多次獲取快速獲得MR資料，該等獲取接著被一起平均化以增大SNR。術語「平均化」在本文中係用於描述用於組合信號之任何類型之方案，包含絕對平均化(例如，平均數)、加權平均化或可用於藉由組合來自多次獲取之MR資料增大SNR之任何其他技術。因為bSSFP脈衝序列並不需要等待凈磁化以與連續MR資料獲取之間的B0 場重新對準(例如，可在不需要等待橫向磁化向量降低至0的情況下獲得連續獲取)，所以可快速獲得多次獲取。然而，任何脈衝序列可用於在相同位置處執行多次獲取，此係因為態樣在此方面不受限制。 本發明者已瞭解，在使用相同空間編碼執行之多次獲取期間獲得之MR資料可用於抑制及/或消除來自經偵測之MR信號之雜訊。如上文所論述，當藉由使用相同空間編碼重複脈衝序列來執行多次獲取時，所獲得之MR信號應相同或幾乎相同且差異可歸因於雜訊。因而，使經由多次獲取獲得之MR信號相移及計算該等信號之間的差異提供用於評估損壞MR資料之雜訊之一平均值。可藉由相移及取決於所利用之脈衝序列之類型而使經相移之MR信號相加或相減來獲得差異。例如，bSSFP脈衝序列在後續獲取時翻轉該脈衝序列之極性使得可藉由使已經適當相移之MR信號相加來計算差異。然而，使用未翻轉極性之其他脈衝序列獲得之MR信號可在經適當相移之後相減以獲得多次MR獲取之間的差異。因為可已在低場背景中執行(及平均化)使用相同空間編碼獲得之多次獲取(例如，10次、20次、50次、100次、150次或更多)以達成足夠大SNR，所以若使用獲取之一或多者來計算一雜訊估計，則不會顯著增加獲取時間。 經計算之雜訊(例如，經由使用相同空間編碼之多次獲取獲得之MR信號之間的差異)可用於抑制及/或消除經偵測之MR信號中之雜訊。根據一些實施例，根據上文描述之技術計算之雜訊可用於至少部分判定可用於依下文進一步詳細論述之方式抑制及/或消除雜訊之一變換。然而，藉由判定多次MR獲取之間的差異計算之雜訊可依其他方式用於抑制及/或消除雜訊，此係因為態樣在此方面不受限制。例如，基於判定自相同位置獲得之多次MR獲取之間的差異計算之雜訊可直接施加於經偵測之MR信號或在進一步處理之後施加。應瞭解，藉由比較使用相同空間編碼獲得之多次獲取而計算之雜訊可用於動態抑制及/或消除來自經偵測之MR信號之雜訊。以此方式，雜訊取消動態適應環境中之變化雜訊條件。 如上文所論述，藉由一或多個輔助感測器(在前文描述其一些實例)偵測之雜訊可用於特性化來自一或多個雜訊源之雜訊且抑制及/或消除來自經偵測之MR信號之雜訊。根據一些實施例，使用藉由一或多個輔助感測器偵測之雜訊來判定可用於將經偵測雜訊變換至藉由一或多個主要接收線圈偵測之雜訊之一近似之一變換。根據一些實施例，將藉由一或多個輔助感測器偵測之雜訊施加至經偵測之MR信號以在不使用一變換的情況下抑制雜訊。 作為一非限制性實例，一雜訊抑制組件(例如，圖41A至圖41D中所繪示之獲取系統4110)可藉由使用由輔助感測器4106偵測之信號
Figure 02_image001
及一主要至輔助感測器(PA)變換
Figure 02_image003
經由以下表達式來抑制藉由主要RF線圈4102偵測之一信號
Figure 02_image005
中之雜訊：
Figure 02_image007
其中
Figure 02_image009
係
Figure 02_image011
之傅立葉變換，
Figure 02_image013
係逆傅立葉變換運算子，且
Figure 02_image015
係雜訊抑制之信號。應瞭解，方程式(1)之雜訊補償計算可依諸多方式之任一者實施，且(例如)可在頻域或時域中實施，此係因為本文中所描述之雜訊抑制技術在此方面不受限制。在下文更詳細描述用於估計一PA變換之例示性技術。 圖42係根據本文中所描述之技術之一些實施例之用於執行雜訊抑制之一闡釋性程序4501之一流程圖，其包含用於判定一例示性變換之一技術的一詳細描述，首先關於一輔助感測器與一主要接收線圈之間的一變換，接著描述多個輔助感測器與一主要接收線圈之間的一變換(多通道變換)。應瞭解，一單個或多通道變換可針對任何數目個接收線圈計算使得在此方面之雜訊取消可使用任何數目及類型之輔助感測器及任何數目及類型之接收線圈來執行。程序4501可藉由任何合適MRI系統之組件來執行且(例如)可藉由參考圖1所描述之MRI系統100之組件及圖41A至圖41D中所繪示之相關聯組件來執行。 程序4501以動作4502及4504開始，其中一MRI系統藉由使用一主要RF線圈(例如，RF線圈4102)獲得MR資料且使用一或多個輔助感測器(例如，一或多個RF線圈4206及/或一或多個其他感測器4106、4306、4406等)獲得雜訊資料。如上文所論述，可使用任何類型之任何數目個輔助感測器來特性化MRI系統之環境中之雜訊。為繪示雜訊抑制技術之態樣，首先考量一主要RF線圈及一輔助感測器之情況。主要RF線圈及輔助感測器可操作以實質上同時獲得MR資料及雜訊資料使得藉由該輔助感測器獲取之雜訊資料可用於抑制藉由該主要RF線圈獲取之MR資料中之雜訊。 藉由主要RF線圈獲得之信號可包括雜訊及藉由經成像之樣本發射之一MR信號兩者。例如，若
Figure 02_image005
表示藉由主要RF線圈量測之總信號，則
Figure 02_image005
可表達為：
Figure 02_image018
， 其中
Figure 02_image020
及
Figure 02_image022
表示藉由主要RF線圈量測之總信號之MR信號及雜訊分量。假設輔助感測器量測可忽略量之MR信號(歸因於輔助感測器相對於主要RF線圈及經成像之樣本之放置)，則藉由該輔助感測器量測之信號主要含有周圍RF雜訊。例如，若
Figure 02_image024
表示藉由輔助感測器量測之總信號，則可根據以下方程式表達
Figure 02_image024
：
Figure 02_image026
， 其中
Figure 02_image028
係藉由輔助感測器量測之雜訊。 如上文所論述，藉由主要RF線圈及輔助感測器量測之信號之雜訊分量可歸因於主要線圈與輔助感測器之間的實體差異以及位置及定向之差異而不同(例如，
Figure 02_image022
可不同於
Figure 02_image028
)。然而，本發明者已瞭解，可建立藉由主要線圈及輔助感測器量測之雜訊信號之間的一關係，此係因為主要線圈及輔助感測器兩者量測來自一或多個共同源之雜訊。在一些實施例中，此一關係可藉由一主要至輔助變換來表示。例如，該關係可藉由如下文所描述之一主要至輔助變換
Figure 02_image003
來表示。 例如，在一些實施例中，雜訊信號
Figure 02_image022
及
Figure 02_image028
之各者可含有來自若干獨立源之雜訊，包含(但不限於)來自低場MRI系統之環境中之一或多個源之雜訊、藉由主要RF線圈及/或輔助感測器產生之雜訊，及藉由MRI系統之一或多個其他組件產生之雜訊(例如，藉由調諧電路、獲取系統、電力電纜等產生之雜訊)。因此，舉例而言，雜訊信號
Figure 02_image022
及
Figure 02_image028
可表達為：
Figure 02_image031
，及
Figure 02_image033
， 其中
Figure 02_image035
及
Figure 02_image037
表示藉由分別由主要線圈及輔助感測器偵測之一或多個共同雜訊源產生之相關雜訊(即，信號
Figure 02_image035
與
Figure 02_image037
係相關的)，且其中
Figure 02_image040
及
Figure 02_image042
表示分別藉由主要線圈及輔助感測器偵測之不相關雜訊(例如，藉由主要線圈及輔助感測器自身產生之雜訊)。如上文所描述，在一些實施例中，輔助感測器可經組態使得其對來自環境之雜訊比對藉由感測器自身產生之雜訊更敏感。例如，輔助感測器可為具有一足夠大孔徑及/或匝數之一輔助RF線圈。因而，
Figure 02_image037
可實質上大於
Figure 02_image042
使得
Figure 02_image044
。 雜訊信號
Figure 02_image035
及
Figure 02_image037
之各者可相對於(若干)共同雜訊源透過一各自量測變換來表達。例如，在傅立葉域中，雜訊信號
Figure 02_image035
及
Figure 02_image037
之傅立葉變換
Figure 02_image046
及
Figure 02_image048
可表達為：
Figure 02_image050
Figure 02_image052
其中
Figure 02_image054
係一共同雜訊源之傅立葉變換且
Figure 02_image056
及
Figure 02_image058
分別表示該共同雜訊源與主要接收線圈及輔助感測器之間的通道。組合以上方程式產生：
Figure 02_image060
， 其中
Figure 02_image062
， 係主要至輔助變換。 再次論述程序4501，在動作4502及4504獲取MR及雜訊信號之後，程序4501進行至動作4506，其中獲得一主要至輔助(PA)變換。在一些實施例中，該PA變換先前可已經估計使得在動作4506獲得該PA變換包括存取該PA變換之一表示(例如，該PA變換之一頻域或一時域表示)。在其他實施例中，在動作4506獲得PA變換可包括估計該變換及/或更新該變換之該估計。在下文更詳細描述用於估計一PA變換之技術。 接著，在動作4508，在動作4504獲得之雜訊資料及在動作4506獲得之PA變換可用於抑制或取消在動作4502獲得之MR資料中之雜訊。此可使用上文所描述之方程式(1)、使用方程式(1)之任何等效公式(例如，可在頻域中執行整個計算)或依任何其他合適方式來完成。 如上文所描述，一主要至輔助變換可用於抑制藉由一MRI系統(諸如一低場MRI系統)中之一主要RF線圈獲取之MR資料中的雜訊。在一些實施例中，可自藉由主要RF線圈及輔助感測器獲得之校準量測估計該主要至輔助變換。此可依任何合適方式來完成。例如，可自在不存在MR信號時或在MR信號之強度相對於藉由主要RF線圈偵測之雜訊之強度為小時所獲得之校準量測估計PA變換。作為另一實例，可自在存在一MR信號時(例如，在MRI系統之操作期間)所獲得之校準量測估計PA變換。可使用任何合適數目個校準量測(例如，至少100個、100個至1000個、至少1000個等)。當使用更多量測時，可依相對於實際雜訊環境較高之一解析度(例如，以更多頻率值)及/或增加之保真度來估計PA變換。可使用一最小平方估計技術及任何其他合適估計技術來估計PA變換，此係因為本文中所描述之技術並不限於任何特定計算方法。 根據一些實施例，一PA變換包括自校準量測估計之一PA變換。作為一個非限制性實例，當藉由主要線圈在時間
Figure 02_image064
獲取之信號未含有任何MR信號時或當MR信號之強度相對於藉由主要RF線圈偵測之雜訊之強度為小時，則
Figure 02_image066
，使得藉由以下給出
Figure 02_image068
之離散傅立葉變換：
Figure 02_image070
， 其中
Figure 02_image072
係
Figure 02_image074
之離散傅立葉變換且
Figure 02_image076
係
Figure 02_image078
之離散傅立葉變換。因為
Figure 02_image080
，所以在主要線圈處接收之信號之離散傅立葉變換可根據以下方程式表示為在輔助感測器處接收之信號之離散傅立葉變換之一函數：
Figure 02_image082
方程式(2)表示一組獨立方程式，一個方程式針對各頻率分量
Figure 02_image084
。因為
Figure 02_image086
及
Figure 02_image088
兩者係未知的，所以可能無法自一單個校準量測判定
Figure 02_image088
。若進行M個校準量測(例如，至少10個、至少100個、至少1000個校準量測)使得獲得針對各頻率分量之
Figure 02_image090
及
Figure 02_image092
之多個實例，則儘管
Figure 02_image094
未知仍可經由任何合適估計技術(例如，經由最小平方估計)
Figure 02_image086
而判定PA變換。此係因為可使用多個量測來平均不相關雜訊。給定M個校準量測，可藉由針對各頻率分量
Figure 02_image084
考量以下矩陣方程式來獲得用於PA變換之一最小平方估計器，
Figure 02_image097
， 其可根據以下方程式求解：
Figure 02_image099
。 如可自前文瞭解，上文描述之估計器使用多個量測(即，藉由主要線圈及輔助線圈之各者量測之M個雜訊信號)來針對多個頻格估計主要至輔助變換之值。相較於依靠一單個量測(即，藉由主要線圈及輔助線圈之各者量測之一單個信號)來估計變換之技術，此導致PA變換之顯著改良估計。此等單量測技術可包含在減法之前按比例調整參考信號及使該參考信號時移，此將校正如在一主要線圈與一輔助線圈處接收之雜訊信號之間的一相位差，但(不同於本文中所描述之多量測技術)不會校正頻率相依之相位差。 另一單量測技術可包含在自輔助線圈處接收之信號減去輔助雜訊信號之前在頻域中按比例調整及相位調整該輔助雜訊信號。此可藉由使用由一主要線圈及一輔助線圈接收之信號之離散傅立葉變換(DFT)來完成。可藉由跨多個頻格之一最小平方擬合來判定最佳按比例調整及相移。例如，若
Figure 02_image101
係在主要接收線圈上量測之信號之DFT且
Figure 02_image103
係同時在一輔助線圈上量測之信號之DFT，則可根據以下方程式計算針對(在[k1,k2]之範圍中之)一頻格子集之一平均按比例調整及相移SPF：
Figure 02_image105
。 儘管此單量測技術可用於產生一頻率相依校正，然方法需要校正之頻率解析度與按比例調整及相位偏移之估計之準確度之間的一權衡。特定言之，此「跨一單個量測之頻格平均化」技術導致一PA變換之不良(例如，高方差、有偏)估計。相比而言，上文描述之多量測技術提供一無偏及低方差估計器。 如上文所描述，本發明者已瞭解，使用多個線圈可依許多方式促進改良之MRI，包含更穩健雜訊偵測及/或取消、加速之影像獲取等。在其中使用多個主要接收線圈及/或多個輔助感測器之實施例中，所有感測器可為相同類型或可具有不同類型。例如，在其中使用一或多個RF線圈作為感測器之境況中，可不屏蔽線圈、可屏蔽一些或所有線圈。作為另一實例，線圈可具有不同敏感度。當使用其他類型之感測器時，感測器及(若干)主要接收線圈之至少一些特性可一定係不同的，但一些可係類似或相同的。 在一些實施例中，可使用多個輔助RF線圈及/或主要RF線圈來加速成像。例如，亦可使用用於感測來自相同或不同雜訊源之雜訊之多個RF線圈以執行並行MR。以此方式，多個RF線圈可經由其用作平行接收線圈而提供雜訊特性化功能以及加速之影像獲取兩者。 在一些實施例中，如上文所描述，可使用多個感測器以在存在多個雜訊源的情況下執行雜訊補償。在具有N個相關雜訊源之一環境中，其中N係大於1之一整數，藉由一主要線圈及一輔助感測器接收之雜訊信號
Figure 02_image107
及
Figure 02_image109
之傅立葉變換
Figure 02_image111
及
Figure 02_image113
可表達為：
Figure 02_image115
Figure 02_image117
， 其中
Figure 02_image119
(
Figure 02_image121
)係來自第j個雜訊源之雜訊信號之傅立葉變換，
Figure 02_image123
係主要線圈與第j個雜訊源之間的一變換，且
Figure 02_image125
係輔助感測器與第j個雜訊源之間的變換。當比率
Figure 02_image127
Figure 02_image129
針對一或多個雜訊源不同時，可無法藉由僅使用一單個輔助感測器來執行高品質雜訊補償。然而，可在此境況中使用多個輔助感測器來執行雜訊補償，如下文所描述。 下文描述多個輔助感測器可如何用於針對多個不同雜訊源執行雜訊補償之一非限制性實例。在不失一般性的情況下，假設一MR系統具有一主要線圈及P個輔助感測器(其中P係大於或等於1之任何整數)。此外，假設該MR系統部署於其中存在N個不同雜訊源(其中N係大於或等於1之一整數)之一環境中。使
Figure 02_image131
表示第i個輔助感測器(其中
Figure 02_image133
)與第j個雜訊源(其中
Figure 02_image135
)之間的變換。以下方程式組使藉由輔助感測器接收之信號之傅立葉變換與藉由雜訊源產生之雜訊信號之傅立葉變換相關：
Figure 02_image137
， 其中
Figure 02_image139
(
Figure 02_image141
)係在第i個輔助感測器處接收之信號之一傅立葉變換，
Figure 02_image143
(
Figure 02_image145
)係來自第j個雜訊源之一雜訊信號之一傅立葉變換，且其中所有項對頻率之相依性並未明確展示(為簡潔起見抑制
Figure 02_image147
)，但應瞭解，上文矩陣方程式中之所有項係頻率之函數。 當輔助感測器之數目大於或等於雜訊源之數目(即，P ＞= N)時，可根據以下方程式針對雜訊信號求解上文矩陣方程式：
Figure 02_image149
。 若此一解存在，則可根據以下方程式相對於藉由所有輔助感測器獲得之量測表達在主要接收線圈上量測之相關雜訊：
Figure 02_image151
可根據以下方程式定義一多通道變換
Figure 02_image153
：
Figure 02_image155
Figure 02_image157
。 接著可見藉由主要接收線圈量測之雜訊係在所有輔助線圈上量測之雜訊信號之一線性組合：
Figure 02_image159
因此，給定藉由P個輔助感測器量測之雜訊信號(例如，針對
Figure 02_image161
藉由
Figure 02_image163
給出其傅立葉變換)，以上方程式可用於估計在主要接收線圈處接收之雜訊信號(例如，其之傅立葉變換藉由
Figure 02_image165
給出)。繼而，可自藉由主要接收線圈量測之總信號(該信號將具有一MR信號分量及一雜訊分量兩者)減去經估計之雜訊信號以執行雜訊抑制。 然而，為使用以上方程式(3)，需要多通道主要至輔助變換
Figure 02_image167
之一估計。此可依任何合適方式達成，且在一些實施例中可藉由使用主要接收線圈及輔助感測器(例如，在不存在MR信號時之一時間)進行多個量測及使用此等量測來估計多通道主要至輔助變換來完成。例如，給定在P個輔助感測器及主要接收線圈之各者處之雜訊信號之M個量測，可根據以下方程式使用最小平方估計針對各頻率分量
Figure 02_image169
(其中k係頻格之一指數)估計
Figure 02_image171
：
Figure 02_image173
Figure 02_image175
， 其中
Figure 02_image177
表示藉由第i個輔助感測器獲得之第m個經量測信號之傅立葉變換之第k個頻格之值，且其中
Figure 02_image179
表示藉由主要接收線圈獲得之第m個經量測信號之傅立葉變換之第k個頻格之值。此最小平方方法在以下矩陣之行彼此儘可能正交時提供最完全校正：
Figure 02_image181
。 換言之，各輔助感測器可依獨特於其他輔助感測器之一方式偵測一些或所有不同雜訊源。為校正近場源之存在，可將多個感測器放置於不同位置中以對一些雜訊源更敏感或更不敏感。在一些實施例中，多個感測器可彼此正交定向(例如，一個感測器可定向於「X」方向上，另一個感測器可定向於「Y」方向上，且另一個感測器可定向於「Z」方向上)。以此方式，可擷取時變干擾場之各向量。使用一或多個天線作為一輔助感測器來提供另一正交量測亦可係有益的。 應瞭解，本文中所描述之技術促進使用適用於偵測藉由各自雜訊源產生之雜訊之任何數目及/或類型之感測器來偵測一MRI系統之環境中之雜訊。因此，來自各種源之可影響MRI系統之效能之雜訊可經偵測且用於抑制及/或消除來自藉由MRI系統在操作期間偵測之MR信號之雜訊。因為本文中所描述之技術對MRI系統之特定雜訊環境操作，所以採用本文中所描述之雜訊抑制技術之一雜訊降低系統促進一MRI系統部署在可需要該系統之處，從而消除將該系統安裝於特殊屏蔽室中之要求。動態適應變化雜訊環境之能力促進可部署於通常有雜訊之環境中(包含其中雜訊源可隨時間改變之環境)之MRI系統之開發。因為可在MRI系統之操作期間利用本文中所描述之技術，所以可動態特性化雜訊環境使得其反映系統當前曝露至之相同雜訊環境。此等雜訊抑制及/或避免技術允許MRI系統在幾乎任何環境中操作及動態適應及補償存在之電磁雜訊，從而實現可被運送至患者所在之處以執行所需診斷、外科手術或監護程序之一可攜式MRI系統。 一雜訊降低系統可包含藉由減少系統雜訊(例如，藉由減少一多線圈傳輸/接收系統中之鄰近或相鄰RF線圈之間的電感性耦合)來增大一可攜式MRI系統之SNR之額外技術。根據一些實施例，可使用多個線圈來改良SNR及促進雜訊抑制兩者。例如，一RF線圈集合(其可為RF信號線圈(例如，主要RF線圈)、RF雜訊線圈(例如，輔助RF線圈)或兩者)可配置於不同位置及定向以偵測可經特性化及補償使用本文中所論述之雜訊抑制技術之任一者之一全面RF場。根據一些實施例，一可攜式MRI系統包括用以改良影像獲取之SNR之多個傳輸/接收線圈。例如，一可攜式MRI系統可包括用以改良MR信號偵測之SNR之2個、4個、8個、16個、32個或更多RF接收線圈。 一般而言，RF線圈經調諧而以所關注之一頻率增加線圈敏感度。然而，鄰近或相鄰線圈(例如，彼此充分接近之RF線圈)之間的電感性耦合使經調諧線圈之敏感度降級且充分降低RF線圈集合之有效性。存在使相鄰線圈幾何解耦之技術，但該等技術嚴格限制空間中之線圈定向及位置，從而降低RF線圈集合準確偵測RF場之能力，且因此使雜訊排除效能降級。為解決線圈之間的電感性耦合之負面影響，本發明者已利用減少多線圈傳輸/接收系統中之射頻線圈之間的電感性耦合之線圈解耦技術。例如，圖43A及圖43B繪示根據一些實施例之經組態以減少一多線圈傳輸/接收系統中之射頻線圈之間的電感性耦合之被動解耦電路。被動解耦電路4300a可經組態以使RF雜訊線圈(例如，定位於MRI系統之視場外部之未經受藉由RF傳輸系統(即，一或多個RF傳輸線圈)產生之相對較強傳輸B1 場之RF雜訊線圈)解耦。在此背景中，電感器L1表示經組態以偵測環境中之電磁雜訊之一RF線圈，其藉由由電容器C1、C2及C3形成之電路調諧。電容器及電感器經配置以提供降低共模雜訊之一平衡差動電路。藉由L2、L3、C3及C4形成之儲能電路經組態以具有一高阻抗以確保通過L1之電流保持小。L-C網路之值之適當選擇確保通過L1同時保持小之電流在LNA之差動輸出(Vout-、Vout+)處具有足以用於量測之SNR以依足夠敏感度特性化環境中之電磁雜訊。藉由以下給出LNA輸入處之等效阻抗：
Figure 02_image183
在以上方程式中，R係初級電感L1之等效損耗。可選取電容器及電感器值以獲得用於偵測之LNA之最佳雜訊阻抗。圖43B繪示經組態以使可經受B1 傳輸場之RF線圈解耦之一被動解耦電路4300b。特定言之，L1可表示MRI系統之視場內之一RF信號線圈。被動解耦網路4300b在一些方面可類似於被動解耦網路4300a，但不同之處在於，二極體D1、電容器C3及電感器L2及L3操作為在一或多個RF傳輸線圈傳輸RF信號時使RF線圈(表示為電感器L1)與LNA隔離之一傳輸/接收切換器。明確言之，藉由傳輸/接收切換器將L-C網路劃分成兩個網路部分以在RF傳輸循環期間保護敏感性電子器件。在一傳輸脈衝期間，二極體D1被接通以產生一短路，從而使RF信號線圈與接收電子器件隔離。所得L-C網路提供具有確保L1中之電流保持小之一高阻抗之一儲能電路。在接收循環期間，二極體D1被關斷且RF線圈被連接至LNA且藉由經組態以限制通過L1之電流之所得平衡儲存電路調諧，同時容許在LNA之差動輸出處偵測足夠信號。因此，RF線圈在傳輸循環期間連接至一第一儲能電路且在一脈衝序列之接收循環期間連接至一第二儲能電路。則LNA輸入端之等效阻抗為：
Figure 02_image185
習知解耦電路常常使用PIN二極體來使接收電子器件與RF信號線圈隔離。然而，在一解耦電路中適用於執行此功能之PIN二極體需要約1 A電流來接通該二極體。作為一實例，具有八個接收線圈之一傳輸/接收線圈系統針對一影像獲取脈衝序列之各傳輸及接收循環可需要大約8 A電流來使該等接收線圈與(若干) RF信號線圈解耦。因此，在一影像獲取協定之範圍內，RF傳輸/接收系統之解耦電路消耗大量電力。本發明者已認知，PIN二極體可由氮化鎵(GaN)場效電晶體(FET)取代以減少RF傳輸/接收系統之電力消耗。特定言之，GaN FET需要大約數毫安來接通，從而使電力消耗減少達若干數量級。此外，GaN FET在接通時之電容比PIN二極體小，從而減小對平衡電路之負面影響。根據一些實施例，用一或多個GaN FET取代解耦電路4300b中之二極體D1，藉此減少RF傳輸/接收系統之電力消耗。 為解決至少一些此等缺點，本發明者已開發用於減少一多線圈傳輸/接收及雜訊降低系統中之相鄰RF線圈之間的耦合之主動解耦技術。圖43C繪示根據一些實施例之經組態以減少一多線圈傳輸/接收系統中之射頻線圈之間的電感性耦合之一主動解耦電路。在解耦電路4300中，電感器L1表示經組態以量測一NMR信號之一RF線圈。該RF線圈經由並聯連接至L1之電容器C3調諧，且LNA之差動輸出Vout-、Vout+量測藉由該RF線圈感測之NMR信號。LNA之差動輸出亦經由電阻器R1及R2回饋至一第二電感器L2。回饋電路引起流動通過電感器L2之電流回應於信號而使負通量耦合至L1中，因此減少流動通過L1之電流且因此減輕對其他附近RF線圈之電感性耦合效應。可在距L1之一所要距離處提供L2且可選取R1及R2之電阻器值使得通過L2之電流達成L1中之所要電流減小。解耦電路4300c減少所需要之電路元件之數目，藉此降低解耦電路之成本及複雜性。 使用解耦電路(諸如圖43A、圖43B及圖43C中所繪示之解耦電路)促進增大SNR及減輕電感性耦合對一多線圈傳輸/接收系統中之一雜訊降低系統之雜訊排除效能之影響。應瞭解，可使用其他解耦電路，此係因為態樣在此方面不受限制。 根據一些實施例，使用上文描述之技術之一組合特性化來自各種源之雜訊以判定可用於抑制或消除來自各種雜訊源之雜訊之一多通道變換。可在MRI系統之操作期間獲得雜訊量測使得可動態判定一多通道變換，從而容許適應MRI系統之變化雜訊環境之雜訊抑制。然而，可在系統啟動之後、在將系統移動至一不同位置時及/或在發生任何事件之後特性化環境中之雜訊，且使用該經特性化雜訊以抑制及/或消除所獲取之MR信號中之雜訊，此係因為可視需要應用本文中所描述之技術。任何其他雜訊抑制技術亦可用於促進一MRI系統在一特殊屏蔽室、帳篷或包殼外部及/或在成像區域之屏蔽原本受限或不存在之處之操作，因此容許可攜式MRI。 應瞭解，此等雜訊抑制技術促進使用適用於偵測藉由各自雜訊源產生之雜訊之任何數目及/或類型之感測器來偵測一MRI系統之環境中之雜訊。因此，來自各種源之可影響MRI系統之效能之雜訊可經偵測且用於抑制及/或消除來自藉由MRI系統在操作期間偵測之MR信號之雜訊。因為此等技術對MRI系統之特定雜訊環境操作，所以採用此等雜訊抑制技術之一雜訊降低系統促進一MRI系統部署在可需要該系統之處，從而消除將該系統安裝於經特殊屏蔽室中之要求。動態適應變化雜訊環境之能力促進可部署於通常有雜訊之環境中(包含其中雜訊源可隨時間改變之環境)之MRI系統之開發。因為可在MRI系統之操作期間利用所描述之雜訊抑制技術，所以可動態特性化雜訊環境使得其反映系統當前曝露至之相同雜訊環境。此等雜訊抑制及/或避免技術允許MRI系統在幾乎任何環境中操作及動態適應及補償存在之電磁雜訊，從而實現可被運送至患者所在之處以執行所需診斷、外科手術或監護程序之一可攜式MRI系統。 應進一步瞭解，一雜訊降低系統可包含文本中所描述之用以促進可攜式MRI系統在幾乎任何室中及使用幾乎任何器件級屏蔽組態之操作之任何一或多個雜訊抑制、排除及/或避免技術(例如，動態雜訊抑制、排除及/或避免技術之一或多者，用以減少電感性耦合之一或多個解耦電路等)。如上文所論述，習知MRI系統在提供一包圍式屏蔽空間之特殊屏蔽室中操作。因此，在特殊屏蔽室中操作之MRI系統具有針對實質上100%之成像區域之屏蔽。在可移動帳篷或籠內操作之MRI系統亦具有成像區域之全面屏蔽，其致力於提供儘可能接近100%之成像區域之屏蔽。為達成可攜帶性，根據一些實施例之MRI系統經組態以使用變化之器件級屏蔽位準(例如，屏蔽成像區域之某一部分)在特殊屏蔽室、帳篷或籠外部操作，該等器件級屏蔽位準包含未屏蔽或實質上未屏蔽成像區域。 用於一成像區域之電磁屏蔽量可視為自其中心對向成像區域之最大立體角(針對其提供屏蔽)之一百分比。明確言之，針對100%之成像區域提供屏蔽意謂在圍繞成像區域之最大立體角4π立體弧度(sr)內提供針對至少操作頻譜之電磁屏蔽。類似地，針對小於75%之成像區域提供屏蔽意謂針對至少操作頻譜之電磁屏蔽提供成像區域之小於.75 (4π) sr立體角覆蓋範圍等等。因此，一特殊屏蔽室針對部署於屏蔽室內之一MRI系統之實質上100%之成像區域提供屏蔽，此係因為在4π sr之實質上最大立體角內提供屏蔽。類似地，可移動帳篷或籠經設計以針對儘可能接近100%之成像區域提供屏蔽。 一MRI系統之一成像區域之電磁屏蔽之百分比係指保護該成像區域之總屏蔽量，包含經由特殊屏蔽室、帳篷、籠等提供之電磁屏蔽以及器件級電磁屏蔽(例如，耦合至MRI器件之外殼之針對成像區域提供電磁屏蔽之電磁屏蔽件)。因此，圖16、圖39A至圖39C、圖40A及圖40B中所繪示之可攜式MRI系統在特殊屏蔽室或籠外部操作時具有其各自成像區域之小於100%屏蔽，且在一些組態中具有實質上小於100%屏蔽。針對小於100%之成像區域提供屏蔽在本文中被稱為針對成像區域之一部分提供屏蔽，該部分可藉由一特定百分比或百分比範圍量化。例如，圖16、圖39A至圖39C、圖40A及圖40B中所繪示之電磁屏蔽件可經調整以針對成像區域之不同部分提供屏蔽(例如，變化之屏蔽程度)，諸如至少介於約85%與約50%之間(例如，約85%或更小、約75%或更小、約65%或更小等)。 應理解，針對成像區域之一部分提供屏蔽係指其中提供小於100%屏蔽是故意及/或按照設計(例如，以接近或容納在一特殊屏蔽室、帳篷或籠外部操作之一MRI系統中之一患者)之例項。實務上，儘管旨在針對成像區域(至少針對操作頻譜)提供100%屏蔽，然屏蔽技術往往係不完美的且因此可提供小於100%屏蔽。例如，儘管旨在提供全面覆蓋，然特殊屏蔽室中之敞開或半開的門、帳篷中未被注意到的間隙或在成像期間未完全閉合的開口等可導致小於100%屏蔽。不完美屏蔽材料或構造亦可無意導致具有小於100%屏蔽。針對成像區域之一部分提供屏蔽不應解釋為涵蓋此等情境，此係因為其係指其中部分覆蓋範圍係故意的及/或按照設計之境況。 圖44A至圖44C繪示根據一些實施例之具有圍繞成像區域之不同器件級屏蔽量之一可攜式MRI系統。圖44A繪示具有部分屏蔽成像區域5095之屏蔽件5065之一可攜式MRI系統。例如，屏蔽件5065可併入至可視需要組態及定位以提供圍繞成像區域5095之開口之約50%之屏蔽的滑動件5060中。圖44B繪示具有針對成像區域5195提供較少程度之屏蔽之屏蔽件5165之一可攜式MRI系統之另一實例。例如，滑動件5160可視需要定位以提供圍繞成像區域5195之開口之約25%之屏蔽。圖44C繪示不具有圍繞成像區域5295之屏蔽件之一可攜式MRI系統之一實例，從而提供實質上不具有用於敞開之成像區域之器件級屏蔽之替代例。 圖44D繪示根據一些實施例之一可攜式MRI系統4400，其利用電磁屏蔽該系統之成像區域之另一技術。特定言之，在圖44D中所繪示之實施例中，經由連接該可攜式MRI系統之B0 磁鐵之上部分與下部分以形成一導電迴路(其抵消原本將導致干擾之至少一些電磁輻射)之一或多個導電條達成免受電磁干擾之屏蔽。在圖44D中所繪示之實施例中，導電條4465電耦合至上部分4400a、下部分4400b且亦可連接至接地。在圖44D中所繪示之實施例中，導電條4465係藉由一導電編帶形成，從而提供可相對簡單及方便地耦合至B0 磁鐵之一可撓性材料條。然而，導電條4465可依任何合適形式由任何導電材料構成或組成，在下文進一步詳細描述其之一些實例。 圖44D中所繪示之例示性可攜式MRI系統4400包含一鐵磁軛4420，該鐵磁軛4420提供介於上磁鐵4410a與下磁鐵4410b之間的一磁路徑以擷取及引導藉由各自磁鐵產生之磁場以增加成像區域內之磁通量密度。特定言之，類似於結合圖2A至圖2B、圖3A及圖16所描述之例示性軛，軛4420包括使用一合適鐵磁材料(例如，鐵、鋼等)或材料組合形成之一框架及上板與下板。該等上板及下板分別耦合至上磁鐵及下磁鐵以形成一「磁路」，該「磁路」擷取藉由磁鐵產生之至少一些磁場且經由該「磁路」引導該等經擷取之磁場以增加MRI器件之成像區域內之通量密度。 本發明者已認知，將導電條4465耦合至軛之板形成一導電迴路，其中藉由在通過該導電迴路之方向上傳播之電磁輻射引發電流。此經引發之電流繼而將產生抵消引發該電流之電磁輻射及/或以類似方式傳播通過迴路之電磁輻射之至少一些之一電磁場。以此方式，可藉由抵消由在藉由導電條4465及軛4220形成之導電迴路中引發之電流產生之電磁場來減少電磁干擾。因此，可藉由添加形成額外導電迴路之進一步導電條以在周圍電磁輻射在各自導電迴路中引發電流時產生抵消電磁場來改良電磁干擾之抑制。特定言之，當在不同定向處添加更多導電迴路時，所得導電迴路將對回應於存在於環境中之更多電磁輻射。 應瞭解，任何數目個導電條可附接或附裝至B0 磁鐵以提供電磁屏蔽。根據一些實施例，將B0 磁鐵之組件連接至接地之一或多個額外條4465可圍繞成像區域提供以增加經配置以保護成像區域使之免受電磁干擾之屏蔽量(例如，增加用於成像區域之電磁屏蔽之百分比)。例如，一導電條屏蔽件可每180°、每90°、每45°、每30°或依任何其他間隔附接(圍繞成像區域規則或不規則間隔)以提供一所要電磁屏蔽程度。應瞭解，可使用任何數目個導電條以達成一所要屏蔽百分比及/或提供成像區域之開放性與成像區域之屏蔽之全面性之間的一所要折衷，如下文進一步詳細論述。 雖然圖44D中所繪示之導電條4465係由一可撓性材料製成，但一或多個導電條可依其他方式形成，例如，形成為將形成MRI系統之B0 磁鐵之磁鐵電連接至接地之一剛性導電條、棒、桿或握把(或其他合適幾何結構)。就此而言，一或多個導電條可經配置以用作除了提供電磁屏蔽之外亦協助移動可攜式MRI系統以促進使器件旋轉或協助使B0 磁鐵傾斜(例如，結合一測角部件，在下文結合圖45至圖47描述其之實例)之一握把。應瞭解，不同類型之導電條可組合使用(例如，一或多個可撓性條及/或一或多個剛性條)以對MRI系統提供電磁屏蔽，此係因為態樣在此方面不受限制。 根據一些實施例，一或多個導電條經組態以可移除使得可視需要添加及移除導電條，從而促進提供適應不同操作環境、不同成像境況及/或不同等級之幽閉恐懼症折磨或患者不安之一靈活方法之可組態條屏蔽。為在此方面促進可組態屏蔽，用於磁鐵之外殼可包含複數個緊固機構(例如，按扣、連接器、插入件或其他機構)，其容許導電條可移除地附接至該外殼且在一導電條屏蔽件經由一各自緊固機構連接至該外殼時將磁鐵電耦合至該等導電條及接地。緊固機構可配置於任何所要位置及任何數目個位置處以提供導電條可附接至器件之位置及數量上之靈活性。此外，可將緊固機構自身製成可移動使得可調整(例如，圍繞成像區域旋轉)經由該等緊固機構耦合至系統之一或多個導電條。以此方式，可視需要添加、移除導電條及/或調整其位置以依一所要量提供一所要屏蔽組態(例如，對成像區域之一所要百分比提供屏蔽)。 提供容許在圍繞成像區域之許多位置處附接及移除可移除條之複數個緊固機構容許成像區域同在將一患者定位於該成像區域內時保持基本上敞開。在已將該患者定位於成像區域內之後，可經由複數個緊固機構將所要數目個導電條附接至B0 磁鐵以達成一所要屏蔽程度，以解決MRI系統操作之電磁環境，促進一特定成像協定及/或容納可能易患幽閉恐懼症之一患者(例如，可僅在患者對MRI系統的開放性保持舒適時添加導電條)。因此，條屏蔽技術可提供一靈活、可組態電磁屏蔽方法，從而促進在各種環境中及針對各種應用及境況部署可攜式MRI系統之能力。 (例如，使用本文中所描述之屏蔽技術之任一者)減少圍繞成像區域提供之屏蔽存在許多益處，包含降低系統之成本及複雜性，及改良成像區域在定位一患者以進行成像方面之可及性，以及增加對於可需要執行需要在患者保持定位於系統內時接近該患者之其他任務之醫學人員之可及性。此外，減少圍繞成像區域之屏蔽最大化MRI系統之開放性以改良易患幽閉恐懼症之患者之體驗。以此方式，可從成本及/或靈活性角度進一步增加可攜式MRI之適用性。 根據一些實施例，器件級屏蔽件可移除使得可鑒於特定境況(諸如對於一給定程序需要接近患者及/或成像區域、一患者之幽閉恐懼症之嚴重程度、特定雜訊環境等)來選擇所提供之屏蔽量。例如，承載屏蔽件之滑動件可經組態以附接及自B0 磁鐵移除，從而容許視需要選擇性及動態組態一可攜式MRI器件(例如，容許一可攜式MRI系統經組態具有圖40及圖44A至圖44C中所繪示之屏蔽量及可及性，圖40及圖44A至圖44C分別具有經附接之三個、兩個、一個及零個滑動件/屏蔽件)。以此方式，一可攜式MRI器件可利用不同可能組態之屏蔽及可及性態樣，從而容許在此方面針對給定程序及/或特定患者最佳化該可攜式MRI。根據其他實施例，用於一給定可攜式MRI系統之屏蔽件數目或屏蔽量可係固定的，此可容許降低成本及複雜性，但從一屏蔽/可及性角度來看亦可降低系統之靈活性。 如上文所論述，本發明者已開發容許一可攜式MRI器件在不同雜訊環境中(例如，在未屏蔽或部分屏蔽室中)操作及使用變化之器件級屏蔽量操作之雜訊降低系統。一可攜式MRI系統可包含一雜訊降低系統，該雜訊降低系統包含本文中所描述之雜訊抑制、避免及/或降低技術之任一者或組合，此係因為態樣在此方面不受限制。例如，一雜訊降低系統可採用本文中所描述之雜訊抑制及/或避免技術之一或多者，從而容許補償一給定雜訊環境及/或結合藉由具有可組態屏蔽件之可攜式MRI系統(例如，圖40及圖44A至圖44C中所繪示之可攜式MRI系統)提供之可變器件級屏蔽量(未包含或實質上未包含圍繞成像區域之器件級屏蔽)一起運作之動態雜訊抑制及/或避免。一雜訊降低系統亦可包含用以依所提供之任何屏蔽位準降低由多線圈傳輸/接收系統中之射頻線圈之間的電感性耦合所引起之雜訊之線圈解耦網路。應瞭解，一雜訊降低系統可包含本文中所描述之技術之任一者或組合，此係因為態樣在此方面不受限制。 如圖16、圖39A至圖39C、圖40A及圖40B中所展示，可攜式MRI經組態使得B0 磁鐵可傾斜成一所要斜面。在許多例項中，例如，歸因於與大腦中之增加之流體靜壓力相關聯之風險，一患者可能無法平躺。本發明者已開發具有容許B0 磁鐵(例如)圍繞其質心旋轉之一定位機構之一可攜式MRI器件。因此，若一患者或一患者之解剖結構之一特定部分需要支撐於一斜面處，則該定位機構可經接合以使B0 磁鐵旋轉或傾斜以達成所要斜面。根據一些實施例，定位機構可經手動接合以用手使B0 磁鐵旋轉或傾斜，從而促進在所需斜面處快速及容易地組態MRI系統。 圖45A至圖45D繪示採用容許使磁鐵圍繞一固定軸(例如，穿過或靠近B0 磁鐵之質心之軸)旋轉之一定位測角器或測角載台4590之一定位機構的不同視圖。如圖45A中所繪示，一測角載台4590可旋轉地耦合至B0 磁鐵之一下部分之底部以容許該B0 磁鐵圍繞其質心4591旋轉(如藉由圖45A中之方向箭頭4593所展示)。測角載台4590包含經組態以容納依一所要角度將機構鎖定位於適當位置中之一鎖定部件(例如，一鎖銷)之許多孔或內孔4595，如下文進一步詳細論述。經由測角載台4590使B0 磁鐵旋轉實現針對經成像之患者解剖結構提供一傾斜支撐表面之一傾斜，如圖40A中所繪示。 圖45B繪示B0 磁鐵及測角載台4590之一側視圖。測角載台4590包含一釋放機構4594，該釋放機構4594使一鎖銷4596接合提供於該測角載台4590之一固定或靜止部件上之孔(例如，圖45A中所繪示之孔4595)及自該等孔脫離。為使B0 磁鐵旋轉，在一向上方向上按壓釋放機構4594以使鎖銷4596自其中鎖銷當前所定位之孔脫離。例如，握把4592容許使用者將手放置於該握把上且朝向該握把擠壓釋放機構4594以釋放鎖銷4596，如下文結合圖46A及圖46B進一步詳細論述。在鎖銷4596脫離的情況下，接著可使用握把4592使B0 磁鐵旋轉或傾斜至所要斜面。一旦B0 磁鐵已旋轉至所要角度，便可釋放釋放機構4594使得鎖銷4596在新位置處與一對應孔接合，從而依所要角度將機構鎖定於適當位置中。圖45C及圖45D繪示耦合至下磁鐵設備4510之底側及基座4550之測角載台4590。 圖46A及圖46B繪示前文中所論述之例示性測角載台4590之一近視圖。如所展示，釋放機構4594可經由輪軸4599旋轉耦合至可移動載台組件4590a。當在藉由箭頭4597所展示之方向上施加力至釋放機構4594 (例如，藉由用手夾持握把4592及釋放機構4594且朝向該握把擠壓或提升該釋放機構)時，釋放機構4594圍繞輪軸4599旋轉且升高部分4598以提升鎖銷4596離開其中鎖銷4596當前所定位之孔4595c。當鎖銷4596如藉由圖46B中之假想線所展示般自孔提升時，可移動載台組件4590a係自其鎖定位置釋放且容許其在靜止載台組件4590b內滑動。當可移動載台組件4590a移動至其所要位置時，釋放機構4594可被釋放以將可移動載台組件4590a鎖定至所要位置中。例如，一彈簧機構可耦合至鎖銷使得在釋放機構4594被釋放時，彈簧力引起鎖銷4596返回至其鎖定位置。雖然例示性測角載台4590包含四個孔(例如，孔4595a、4595b、4595c及4595d)，但可提供任何位置處之任何數目個孔以對B0 磁鐵可定位成之角度提供一所要粒度，此係因為態樣在此方面不受限制。應瞭解，測角載台4590容許在不移動質心的情況下使B0 磁鐵旋轉，從而允許該磁鐵藉由手旋轉。然而，亦可使用使質心旋轉之其他機構，此係因為態樣在此方面不受限制。 圖47繪示使用併入本文中所描述之技術之態樣之使用具有約50 mT之一場強度之一B0 磁場操作之一可攜式MRI系統(例如，低場MRI系統1900、3900、4000等)之一3分鐘大腦掃描之結果。質子密度影像係使用一平衡穩態自由旋進(bSSFP)脈衝序列獲得且具有2.4 x 2.2 x 5 mm解析度。圖48繪示來自使用一bSSFP脈衝序列依約50 mT之一場強度操作之一可攜式MRI系統之一14分鐘大腦掃描之結果。圖47中之質子密度影像之解析度係1.7 x 1.7 x 4 mm。圖49繪示來自使用一T2流體衰減反轉恢復(FLAIR)脈衝序列依約50 mT之一場強度操作之一可攜式MRI系統之一15分鐘大腦掃描之結果。圖49中之T2影像之解析度係2 x 2 x 5 mm。圖50繪示使用利用一bSSFP脈衝序列依約50 mT之一場強度操作之一可攜式MRI系統之一15分鐘膝蓋掃描。圖50中之質子密度影像之解析度係1.7 x 1.7 x 3mm。 因此，儘管已描述本發明中所闡述之技術之若干態樣及實施例，但應瞭解，熟習此項技術者將易於想到各種變更、修改及改良。此等變更、修改及改良意欲落於本文中所描述之技術之精神及範疇內。例如，一般技術者將易於設想用於執行功能及/或獲得結果及/或本文所描述之優點之一或多者之各種其他構件及/或結構，且此等變動及/或修改之各者被認為落於本文中所描述之實施例之範疇內。熟習此項技術者將認識到或能夠確定僅使用常規實驗、本文中所描述之特定實施例之諸多等效物。因此，應瞭解，上述實施例僅供例示，且可在隨附發明申請專利範圍及其等效物之範疇內依除特定所描述之方式之外之方式實踐發明實施例。此外，若本文中所描述之兩個或兩個以上特徵、系統、物件、材料、套組及/或方法不相互矛盾，則此等特徵、系統、物件、材料、套組及/或方法之任何組合包含於本發明之範疇內。 可依諸多方式之任一者實施上文描述之實施例。涉及程序或方法之效能之本發明之一或多個態樣及實施例可利用可藉由一器件(例如，一電腦、一處理器或其他器件)執行以執行該等程序或方法或控制該等程序或方法之效能的程式指令。就此而言，各種發明概念可體現為使用一或多個程式來編碼之一電腦可讀儲存媒體(或多個電腦可讀儲存媒體) (例如，一電腦記憶體、一或多個軟碟、光碟、光學光碟、磁帶、快閃記憶體、場可程式化閘極陣列或其他半導體器件中之電路組態、或其他有形電腦儲存媒體)，該一或多個程式在一或多個電腦或其他處理器上執行時執行實施上文所描述之各項實施例之一或多者之方法。該或該等電腦可讀媒體可為可運送的，使得儲存於其上之該或該等程式可載入至一或多個不同電腦或其他處理器上以實施上文所描述之各種態樣。在一些實施例中，電腦可讀媒體可為非暫時性媒體。 術語「程式」或「軟體」在本文中一般用於指代任何類型之電腦程式碼或電腦可執行指令集，其可用於程式化一電腦或其他處理器以實施如上所述之各種態樣。此外，應瞭解，根據一態樣，在被執行時執行本發明之方法之一或多個電腦程式無需駐存於一單個電腦或處理器上，而是可依一模組化方式分佈於諸多不同電腦或處理器中以實施本發明之各種態樣。 電腦可執行指令可呈藉由一或多個電腦或其他器件執行之諸多形式，諸如程式模組。一般而言，程式模組包含執行特定任務或實施特定抽象資料類型之常式、程式、物體、組件、資料結構等。通常，可在各項實施例中視需要組合或分佈程式模組之功能性。 又，可將資料結構以任何合適形式儲存於電腦可讀媒體中。為簡化圖解說明，可將資料結構展示為具有透過資料結構之位置而相關之欄位。同樣地，可藉由使用一電腦可讀媒體中之位置(該等位置傳達欄位之間的關係)來將儲存器指派給欄位而達成此等關係。然而，任何合適機構可用於建置一資料結構之欄位中之資訊之間的一關係，包含透過使用建置資料元素之間的關係之指針、標籤或其他機構。 可依諸多方式之任一者實施本發明之上述實施例。例如，可使用硬體、軟體或其一組合來實施實施例。無論是否將軟體程式碼提供於一單個電腦中或將軟體程式碼分佈於多個電腦中，軟體程式碼可在實施於軟體中時執行於任何合適處理器或處理器集合上。應瞭解，執行上文所描述之功能之任何組件或組件集合可一般被視為控制上文所論述之功能之一控制器。一控制器可依諸多方式(諸如用專屬硬體，或用使用微程式碼或軟體程式化以執行上文敘述之功能之通用硬體(例如，一或多個處理器))實施，且在該控制器對應於一系統之多個組件時可依方式之一組合實施。 此外，應瞭解，一電腦可體現為諸多形式之任一者，諸如(但不限於)一機架安裝電腦、一桌上型電腦、一膝上型電腦或一平板電腦。此外，一電腦可嵌入於一般不被視為一電腦但具有合適處理能力之一器件(其包含一個人數位助理(PDA)、一智慧型電話或任何其他合適之可攜式或固定電子器件)中。 又，一電腦可具有一或多個輸入及輸出器件。此等器件可尤其用於呈現一使用者介面。可用於提供一使用者介面之輸出器件之實例包含用於視覺呈現輸出之印表機或顯示螢幕及用於聽覺呈現輸出之揚聲器或其他聲音產生器件。可用於一使用者介面之輸入器件之實例包含鍵盤及指標器件，諸如滑鼠、觸控板及數位化輸入板。舉另一實例，一電腦可透過語音辨識或以其他可聽格式接收輸入資訊。 此等電腦可由呈任何合適形式之一或多個網路(其包含一區域網路或一廣域網路，諸如一企業內部網路及智慧型網路(IN)或網際網路)互連。此等網路可基於任何合適技術且可根據任何合適協定而操作，且可包含無線網路、有線網路或光纖網路。 又，如所描述，一些態樣可體現為一或多個方法。可使執行為方法之部分之動作依任何合適方式排序。因此，可建構其中依不同於所繪示之順序的一順序執行動作之實施例，該順序可包含同時執行一些動作，即使該等動作在闡釋性實施例中展示為循序動作。 如本文中所定義及所使用，所有定義應被理解為控制字典定義、以引用之方式併入之文件中之定義、及/或定義術語之普通含義。 除非明確指示相反，否則如本文之說明書及發明申請專利範圍中所使用，不定冠詞「一」及「一個」應被理解為意謂「至少一個」。 如本文之說明書及發明申請專利範圍中所使用，片語「及/或」應被理解為意謂所結合元件之「任一者或兩者」，即，在一些情況中結合地呈現且在其他情況中分離地呈現之元件。應依相同方式解釋使用「及/或」來列出之多個元件，即，所結合元件之「一或多者」。可視需要存在除由「及/或」子句特定識別之元件之外之其他元件，無論其是否與該等特定識別之元件相關或無關。因此，舉一非限制性實例，「A及/或B」在與開放式用語(諸如「包括」)一起使用時可係指：在一項實施例中，僅包含A (視需要包含除B之外之元件)；在另一實施例中，僅包含B (視需要包含除A之外之元件)；在又另一實施例中，包含A及B兩者(視需要包含其他元件)等。 如本文之說明書及發明申請專利範圍中所使用，涉及一列表之一或多個元件之片語「至少一者」應被理解為意謂選自該元件列表中之元件之任一或多者的至少一元件，但未必包含該元件列表內特定列出之每一元件之至少一者且不排除該元件列表中之元件之任何組合。此定義亦容許：可視需要存在除片語「至少一者」所涉及之該元件列表內特定識別之元件之外之元件，無論其是否與該等特定識別元件相關或無關。因此，舉一非限制性實例，「A及B之至少一者」(或等效地，「A或B之至少一者」，或等效地，「A及/或B之至少一者」)：在一實施例中，可係指至少一A，其視需要包含一個以上A，但不存在B (且視需要包含除B之外之元件)；在另一實施例中，可係指至少一B，其視需要包含一個以上B，但不存在A (且視需要包含除A之外之元件)；在又另一實施例中，可係指至少一A (其視需要包含一個以上A)及至少一B (其視需要包含一個以上B) (且視需要包含其他元件)等。 又，本文中所使用之片語及術語僅用於描述且不應被視為具限制性。用於本文中之「包含」、「包括」或「具有」、「含有」、「涉及」及其變動意謂涵蓋其後面所列之項目及其等效物以及額外項目。 在發明申請專利範圍以及上文說明書中，所有連接詞(諸如「包括」、「包含」、「攜載」、「具有」、「含有」、「涉及」、「持有」、「組成」及其類似者)應被理解為開放式的，即，意謂「包含(但不限於)」。僅連接詞「由…組成」及「基本上由…組成」應分別為封閉式或半封閉式連接詞。
22‧‧‧箭頭 100‧‧‧磁共振成像(MRI)系統/系統 102‧‧‧使用者 104‧‧‧計算器件/工作站 106‧‧‧控制器/連接控制器 108‧‧‧脈衝序列儲存器/脈衝序列儲存庫 110‧‧‧電力管理系統 112‧‧‧電源供應器 114‧‧‧電源組件 116‧‧‧傳輸/接收切換器 118‧‧‧熱管理組件 120‧‧‧磁性組件 122‧‧‧B0磁鐵/磁鐵 124‧‧‧勻場線圈 126‧‧‧射頻(RF)傳輸及接收線圈/線圈/傳輸及接收線圈 128‧‧‧梯度線圈 200‧‧‧B0磁鐵 210‧‧‧電磁鐵 212a‧‧‧電磁線圈/線圈 212b‧‧‧電磁線圈/線圈 213‧‧‧導體 214a‧‧‧電磁線圈/線圈 214b‧‧‧電磁線圈/線圈 217‧‧‧玻璃纖維環 219‧‧‧連接器 220‧‧‧軛 222‧‧‧框架 224a‧‧‧板 224b‧‧‧板 230a‧‧‧熱管理組件/冷卻板 230b‧‧‧熱管理組件/冷卻板 240‧‧‧勻場環 242‧‧‧勻場盤 300‧‧‧B0磁鐵/永久磁鐵 310a‧‧‧永久磁鐵/同心環/環/外永久磁環 310b‧‧‧永久磁鐵/同心環/環/中間永久磁環 310c‧‧‧同心環/環/內永久磁環 310d‧‧‧鐵磁盤/永久磁盤 314a‧‧‧永久磁鐵之外環 314b‧‧‧永久磁鐵之中環 314c‧‧‧永久磁鐵之內環 314d‧‧‧永久磁盤 315a‧‧‧區域/象限 315b‧‧‧區域/象限 315c‧‧‧區域/象限 315d‧‧‧區域/象限 320‧‧‧軛 322‧‧‧框架 323a‧‧‧臂 323b‧‧‧臂 324a‧‧‧板 324b‧‧‧板 325a‧‧‧支撐件/支腿 325b‧‧‧支撐件/支腿 327‧‧‧間隙 405a‧‧‧塊體 405b‧‧‧塊體 410‧‧‧內環/環/永久磁環/內永久磁環 505‧‧‧塊體 605‧‧‧塊體 705a‧‧‧塊體 705a’‧‧‧塊體 705a’’‧‧‧塊體 705b‧‧‧塊體 705b’‧‧‧塊體 705b’’‧‧‧塊體 705c‧‧‧塊體 705c’‧‧‧塊體 705c’’‧‧‧塊體 710‧‧‧中環/環/永久磁環/中間永久磁環 715‧‧‧中環之部分/象限 715’‧‧‧中環之部分/象限 715’’‧‧‧ 中環之部分/象限 805‧‧‧塊體 905‧‧‧塊體 1005‧‧‧塊體 1105a‧‧‧ 塊體 1105a’‧‧‧塊體 1105a’’‧‧‧塊體 1105b‧‧‧塊體 1105b’‧‧‧塊體 1105b’’‧‧‧塊體 1105c‧‧‧ 塊體 1105c’‧‧‧塊體 1105c’’‧‧‧塊體 1110‧‧‧外環/環/永久磁環/外永久磁環 1115‧‧‧外環之部分/象限 1115’‧‧‧外環之部分/象限 1115’’‧‧‧外環之部分/象限 1205‧‧‧塊體 1305‧‧‧塊體 1405‧‧‧塊體 1510‧‧‧永久磁盤 1600‧‧‧B0磁鐵/永久磁鐵 1610a‧‧‧永久磁鐵 1610b‧‧‧永久磁鐵 1614a‧‧‧外環 1614b‧‧‧中環 1614c‧‧‧內環 1614d‧‧‧永久磁盤 1620‧‧‧軛 1622‧‧‧框架 1624a‧‧‧板 1624b‧‧‧板 1710‧‧‧永久磁鐵 1710a‧‧‧同心環/環 1710b‧‧‧同心環/環 1710c‧‧‧同心環/環 1710d‧‧‧鐵磁盤 1715a‧‧‧象限 1715b‧‧‧象限 1715c‧‧‧象限 1715d‧‧‧象限 1805‧‧‧圓弧區段 1805’‧‧‧圓弧區段 1805’’‧‧‧圓弧區段 1810‧‧‧內環/環 1810’‧‧‧中環/環 1810’’‧‧‧外環/環 1815’‧‧‧區段/部分 1815’’‧‧‧區段 1900‧‧‧可攜式磁共振成像(MRI)系統/磁共振成像(MRI)系統/可攜式低場磁共振成像(MRI)系統/低場磁共振成像(MRI)系統 1905‧‧‧B0磁鐵 1906‧‧‧控制器 1910a‧‧‧第一永久磁鐵 1910b‧‧‧第二永久磁鐵 1912‧‧‧外殼 1914‧‧‧電源組件 1920‧‧‧鐵磁軛 1950‧‧‧基座 1955‧‧‧軌條 1960‧‧‧滑動件 1965‧‧‧屏蔽 1970‧‧‧電子器件 1975‧‧‧電源連接件 1980‧‧‧輸送機構 1982‧‧‧腳輪 1984‧‧‧車輪 1986‧‧‧馬達 1990‧‧‧定位機構 2002‧‧‧線圈 2101‧‧‧比較器 2102‧‧‧放大器電路/電壓放大器電路 2103‧‧‧輸出級 2103A‧‧‧輸出級 2103A’‧‧‧輸出級 2103B‧‧‧輸出級 2103C‧‧‧輸出級 2103D‧‧‧輸出級 2103E‧‧‧輸出級 2103F‧‧‧輸出級 2103G‧‧‧輸出級 2104‧‧‧線性放大器 2105‧‧‧單端線性放大器 2106‧‧‧線性放大器 2201‧‧‧電流感測器 2401‧‧‧驅動電路 2402‧‧‧驅動電路 2403‧‧‧驅動電路/低壓側驅動電路 2404‧‧‧驅動電路/低壓側驅動電路 2405‧‧‧電晶體電路/電晶體 2406‧‧‧電晶體電路/電晶體 2407‧‧‧電晶體電路/電晶體 2408‧‧‧電晶體電路/電晶體 2501‧‧‧偏壓電路 2502‧‧‧計時電路 2503A‧‧‧驅動電晶體 2503B‧‧‧驅動電晶體 2702‧‧‧計時電路 2704‧‧‧計時電路 2904‧‧‧極性切換電路 3002‧‧‧切換式電力轉換器 3104‧‧‧電力轉換器 3106‧‧‧電力轉換器 3108‧‧‧控制器 3203‧‧‧電力轉換器 3204‧‧‧電力轉換器 3302‧‧‧電壓 3304‧‧‧轉變波形 3306‧‧‧轉變波形 3308‧‧‧轉變波形 3502‧‧‧射頻輸入(RFIN)信號/射頻輸入(RFIN) 3504‧‧‧包絡信號/包絡 3506‧‧‧啟通信號 3508‧‧‧電力選擇信號 3510‧‧‧輸入區塊 3522‧‧‧射頻輸出(RFOUT)/ 射頻輸出(RFOUT)波形 3550‧‧‧電力放大器/放大器 3560‧‧‧控制器 3570‧‧‧電力輸入 3572‧‧‧電力輸入模組 3575‧‧‧電力調節 3600‧‧‧可攜式磁共振成像(MRI)系統/低功率磁共振成像(MRI)系統 3602‧‧‧電子器件包殼 3604‧‧‧前置放大器包殼 3606‧‧‧風扇板包殼 3610‧‧‧電力輸入模組 3612‧‧‧DC電力轉換模組/DC電力模組 3614‧‧‧電腦/機載電腦 3616‧‧‧背板 3618‧‧‧背板 3622‧‧‧B0磁鐵 3624‧‧‧勻場線圈 3626‧‧‧射頻(RF)線圈/線圈 3627‧‧‧射頻電力放大器(RFPA) 3628‧‧‧梯度線圈 3629‧‧‧梯度電力放大器(GPA) 3630‧‧‧勻場控制器 3632‧‧‧主控制器 3634‧‧‧類比轉數位轉換器(ADC)電路/類比轉數位轉換器(ADC) 3640‧‧‧前置放大器/前置放大器電路 3682a‧‧‧風扇 3682b‧‧‧風扇 3682c‧‧‧風扇 3700‧‧‧可攜式磁共振成像(MRI)系統/可攜式磁共振成像(MRI)器件 3702‧‧‧圓形外殼/外殼 3702A‧‧‧分區 3702B‧‧‧分區 3702C‧‧‧分區 3702D‧‧‧分區 3722a‧‧‧磁鐵 3722b‧‧‧磁鐵 3728a‧‧‧梯度線圈 3728b‧‧‧梯度線圈 3750‧‧‧基座 3755‧‧‧底架或框架 3780‧‧‧風扇控制器 3800‧‧‧自含型及獨立可攜式磁共振成像(MRI)系統 3802‧‧‧外殼 3850‧‧‧支撐基座 3900‧‧‧可攜式磁共振成像(MRI)系統/低場磁共振成像(MRI)系統 3910‧‧‧B0磁鐵 3910a‧‧‧上部磁鐵 3910b‧‧‧下部磁鐵 3912‧‧‧磁鐵外殼 3915‧‧‧梯度線圈 3920‧‧‧軛 3950‧‧‧基座 3960‧‧‧可移動滑動件/滑動件 3965‧‧‧電磁屏蔽/屏蔽 3967a‧‧‧電墊片 3967b‧‧‧電墊片 3970‧‧‧電源連接件 3975‧‧‧平板電腦 3980‧‧‧機動組件 4000‧‧‧可攜式磁共振成像(MRI)系統/低場磁共振成像(MRI)系統 4060‧‧‧滑動件 4065‧‧‧電磁屏蔽 4100‧‧‧傳輸/接收系統 4102‧‧‧主要射頻(RF)接收線圈/主要接收線圈/射頻(RF)線圈/主要射頻(RF)線圈/主要線圈 4104‧‧‧主體/樣本 4106‧‧‧輔助感測器/感測器 4108‧‧‧調諧電路 4110‧‧‧獲取系統 4205‧‧‧距離 4206‧‧‧輔助線圈/輔助射頻(RF)線圈/射頻(RF)線圈 4306‧‧‧輔助感測器/感測器 4400‧‧‧可攜式磁共振成像(MRI)系統 4400a‧‧‧上部分 4400b‧‧‧下部分 4406‧‧‧輔助感測器/感測器 4410a‧‧‧上部磁鐵 4410b‧‧‧下部磁鐵 4420‧‧‧鐵磁軛/軛 4465‧‧‧導電條/條 4502‧‧‧動作 4504‧‧‧動作 4506‧‧‧動作 4508‧‧‧動作 4510‧‧‧下部磁鐵設備 4550‧‧‧基座 4590‧‧‧定位測角器或測角載台 4590a‧‧‧可移動載台組件 4590b‧‧‧靜止載台組件 4591‧‧‧質心 4592‧‧‧握把 4593‧‧‧方向箭頭 4594‧‧‧釋放機構 4595‧‧‧孔或內孔 4595a‧‧‧孔 4595b‧‧‧孔 4595c‧‧‧孔 4595d‧‧‧孔 4596‧‧‧鎖銷 4597‧‧‧箭頭 4598‧‧‧部分 4599‧‧‧輪軸 5060‧‧‧滑動件 5065‧‧‧屏蔽 5095‧‧‧成像區域 5160‧‧‧滑動件 5165‧‧‧屏蔽 5195‧‧‧成像區域 5295‧‧‧成像區域 C1‧‧‧電容器 C2‧‧‧電容器 C3‧‧‧電容器 C4‧‧‧電容器 D‧‧‧直徑 D1‧‧‧二極體 E‧‧‧誤差信號 FB‧‧‧電流回饋信號/回饋信號 Iout‧‧‧輸出 L1‧‧‧電感器/主要電感 L2‧‧‧電感器/第二電感器 L3‧‧‧電感器 OA‧‧‧運算放大器 Q1至Q4‧‧‧象限 R‧‧‧主要電感之等效損耗 R1‧‧‧內半徑/電阻器 R2‧‧‧外半徑/電阻器 S1‧‧‧切換電路/中介切換器/切換器 S2‧‧‧切換電路/中介切換器/切換器 S3‧‧‧切換電路/切換器 S4‧‧‧切換電路 S5‧‧‧切換器 S6‧‧‧切換器 S7‧‧‧切換器 S8‧‧‧切換器 V_FB‧‧‧電壓回饋信號 +Vhigh‧‧‧高電壓端子/高正電壓端子/高電壓供應端子/電壓 -Vhigh‧‧‧高電壓端子/高電壓供應端子 Vhigh_Supply‧‧‧電力供應端子 +Vlow‧‧‧低電壓端子/端子/低正電壓端子/低電壓供應端子/電壓 -Vlow‧‧‧低電壓端子/低電壓供應端子 Vlow_Supply‧‧‧電力供應端子 Vout‧‧‧輸出/輸出電壓 Vout-‧‧‧差動輸出 Vout+‧‧‧差動輸出 W‧‧‧最大水平寬度 x0‧‧‧長度/尺寸 x1‧‧‧長度/尺寸 x2‧‧‧長度/尺寸 x3‧‧‧長度/尺寸 x4‧‧‧長度/尺寸 x5‧‧‧長度/尺寸 x6‧‧‧長度/尺寸 x7‧‧‧長度/尺寸 y0‧‧‧寬度/尺寸 y1‧‧‧寬度/尺寸 y2‧‧‧寬度/尺寸 z0‧‧‧高度/深度/尺寸 z1‧‧‧高度/深度 z2‧‧‧高度/深度 z3‧‧‧高度/深度 z4‧‧‧高度/深度 z5‧‧‧高度/深度 z6‧‧‧高度/深度 z7‧‧‧厚度 z8‧‧‧高度/深度 z9‧‧‧高度/深度 z10‧‧‧高度/深度 zi‧‧‧尺寸 zn‧‧‧尺寸
將參考以下圖來描述本發明技術之各項態樣及實施例。應瞭解，圖不一定按比例繪製。 圖1繪示一磁共振成像系統之例示性組件； 圖2A及2B繪示根據一些實施例之包括複數個電磁鐵之一B0 磁鐵； 圖3A繪示根據一些實施例之包括複數個永久磁鐵之一B0 磁鐵； 圖3B繪示部分形成圖3A中所繪示之B0 磁鐵之永久磁環之一例示性組態之一俯視圖； 圖4A及圖4B繪示根據一些實施例之用於一B0 磁鐵之永久磁鐵之一例示性環； 圖5A至圖5C繪示根據一些實施例之用於圖4A及圖4B中所繪示之永久磁環之永久磁塊之例示性尺寸； 圖6A至圖6C繪示根據一些實施例之用於圖4A及圖4B中所繪示之永久磁環之永久磁塊之例示性尺寸； 圖7A至圖7F繪示根據一些實施例之用於B0 磁鐵之永久磁鐵之一例示性環之各自部分； 圖8A至圖8C繪示根據一些實施例之用於圖7A至圖7F中所繪示之永久磁環之一內子環之永久磁塊之例示性尺寸； 圖9A至圖9C繪示根據一些實施例之用於圖7A至圖7F中所繪示之永久磁環之一中間子環之永久磁塊之例示性尺寸； 圖10A至圖10C繪示根據一些實施例之用於圖7A至圖7F中所繪示之永久磁環之一外子環之永久磁塊之例示性尺寸； 圖11A至圖11F繪示根據一些實施例之用於一B0 磁鐵之永久磁鐵之一例示性環之部分； 圖12A至圖12C繪示根據一些實施例之用於圖11A至圖11F中所繪示之永久磁環之一內子環之永久磁塊之例示性尺寸； 圖13A至圖13C繪示根據一些實施例之用於圖11A至圖11F中所繪示之永久磁環之一中間子環之永久磁塊之例示性尺寸； 圖14A至圖14C繪示根據一些實施例之用於圖11A至圖11F中所繪示之永久磁環之一外子環之永久磁塊之例示性尺寸； 圖15A至圖15C繪示根據一些實施例之一例示性永久磁盤之視圖； 圖16繪示根據一些實施例之包括複數個永久磁鐵之一B0 磁鐵； 圖17繪示部分形成圖16中所繪示之B0 磁鐵之永久磁環之一例示性組態之一俯視圖； 圖18A及圖18B繪示根據一些實施例之用於一B0 磁鐵之永久磁鐵區段之一例示性環； 圖18C及圖18D繪示根據一些實施例之可用於形成圖18E中所繪示之永久磁環之永久磁鐵區段的不同視圖； 圖18E繪示根據一些實施例之用於一B0 磁鐵之一永久磁環； 圖18F及圖18G繪示根據一些實施例之可用於形成圖18H中所繪示之永久磁環之永久磁鐵區段之不同視圖； 圖18H繪示根據一些實施例之用於一B0 磁鐵之一永久磁環； 圖19A及圖19B繪示根據一些實施例之一可攜式低場MRI系統。 圖20展示根據本文中所描述之技術之一些實施例之用於驅動一電流通過一線圈以產生一磁場之驅動電路。 圖21A展示根據本文中所描述之技術之一些實施例之一梯度線圈電流波形之一實例。 圖21B展示根據本文中所描述之技術之一些實施例之圖21A中所展示之梯度線圈電流波形之上升轉變之前、上升轉變期間及上升轉變之後之電流命令、梯度線圈電流及梯度線圈電壓之波形。 圖22A展示根據本文中所描述之技術之一些實施例之具有一電流回饋迴路及一電壓回饋迴路之一電源組件之一實例。 圖22B展示根據本文中所描述之技術之一些實施例之一電壓放大器之一實例。 圖23A及圖23B展示根據本文中所描述之技術之一些實施例之可取決於輸出電壓而由不同供應端子供電之一輸出級之實例。 圖24展示根據本文中所描述之技術之一些實施例之具有用以驅動連接至高電壓供應端子及低電壓供應端子之複數個電晶體電路之複數個驅動電路之一輸出級的一實例。 圖25展示根據本文中所描述之技術之一些實施例之包含一偏壓電路及一計時器電路之驅動電路。 圖26展示根據本文中所描述之技術之一些實施例之圖25之驅動電路之一例示性實施方案。 圖27展示根據一些實施例之用於實施一計時電路之一技術之另一實例。 圖28展示根據一些實施例之由一RC電路及一電晶體實現之計時電路之一實例。 圖29展示根據一些實施例之包含一單端線性放大器之一輸出級之一實例。 圖30展示根據一些實施例之可包含一切換式電力轉換器之一電源組件之一實例。 圖31展示根據一些實施例之可由一可變電壓正供應端子及一可變電壓負供應端子供電之一輸出級之一實施例。 圖32A展示具有可變低電壓供應端子之類似於圖23A之實施例之一實施例。 圖32B展示其中高電壓供應端子與將電力供應至電力轉換器之電力供應端子相同之一實施例。 圖33A至圖33D展示根據一些實施例之一梯度線圈電流波形、梯度線圈電壓波形及電力供應端子電壓波形。 圖34A展示具有一可變低電壓供應端子之類似於圖30之實施例之一實施例。 圖34B展示其中高電壓供應端子與將電力供應至電力轉換器之電力供應端子相同之一實施例。 圖35繪示根據一些實施例之一射頻電力放大器(RFPA)； 圖36繪示根據一些實施例之用於一可攜式MRI系統之電子組件之一外殼； 圖37A繪示根據一些實施例之用於一可攜式MRI系統之電子組件之一圓形外殼； 圖37B及圖37C繪示根據一些實施例之包括用於一可攜式MRI系統之電子組件之一外殼之一基座之視圖； 圖37D繪示根據一些實施例之一可攜式MRI系統； 圖38繪示根據一些實施例之一可攜式MRI系統； 圖39A及圖39B繪示根據一些實施例之一可攜式MRI系統之視圖； 圖39C繪示根據一些實施例之一可攜式MRI系統之另一實例； 圖40A繪示根據一些實施例之執行頭部之一掃描之一可攜式MRI系統； 圖40B繪示根據一些實施例之執行膝蓋之一掃描之一可攜式MRI系統； 圖41A至圖41D繪示根據一些實施例之一雜訊降低系統之例示性各自實例； 圖42係根據一些實施例之用於執行雜訊降低之一闡釋性程序之一流程圖； 圖43A至圖43C繪示根據一些實施例之經組態以減少一多線圈傳輸/接收系統中之射頻線圈之間的電感性耦合之解耦電路之各自實例； 圖44A至圖44C繪示根據一些實施例之具有圍繞成像區域之不同量之器件級屏蔽之一可攜式MRI系統； 圖44D繪示根據一些實施例之利用一導電條以針對成像區域提供電磁屏蔽之一可攜式MRI系統； 圖45A至圖45D繪示根據一些實施例之一定位機構之不同視圖； 圖46A至圖46B繪示根據一些實施例之一定位機構之例示性組件；及 圖47至圖50繪示根據一些實施例之使用本文中所描述之低場MRI系統獲得之影像。
100‧‧‧磁共振成像(MRI)系統
102‧‧‧使用者
104‧‧‧計算器件/工作站
106‧‧‧控制器/連接控制器
108‧‧‧脈衝序列儲存器/脈衝序列儲存庫
110‧‧‧電力管理系統
112‧‧‧電源供應器
114‧‧‧電源組件
116‧‧‧傳輸/接收切換器
118‧‧‧熱管理組件
120‧‧‧磁性組件
122‧‧‧B0磁鐵/磁鐵
124‧‧‧勻場線圈
126‧‧‧射頻(RF)傳輸及接收線圈/線圈/傳輸及接收線圈
128‧‧‧梯度線圈

Claims (78)

  1. 一種可攜式磁共振成像系統，其包括：一B0磁鐵，其經組態以產生一B0磁場用於該磁共振成像系統之一成像區域；一雜訊降低系統，其包括至少一射頻線圈(radio frequency coil)定位於成像區域之外部，其中該雜訊降低系統經組態以偵測及抑制該可攜式磁共振成像系統之一操作環境中之至少一些電磁雜訊；及電磁屏蔽(shielding)，其經提供以使該可攜式磁共振成像系統之該操作環境中之至少一些該電磁雜訊衰減(attenuate)，該電磁屏蔽經配置以屏蔽該可攜式磁共振成像系統之該成像區域之一部分。
  2. 如請求項1之可攜式磁共振成像系統，其進一步包括用於該B0磁鐵之一外殼(housing)，其中該外殼包括一表面經組態以在成像時支撐一患者。
  3. 如請求項1之可攜式磁共振成像系統，其中該電磁屏蔽經配置以屏蔽小於該磁共振成像系統之該成像區域之75%。
  4. 如請求項3之可攜式磁共振成像系統，其中該電磁屏蔽經配置以屏蔽小於該磁共振成像系統之該成像區域之50%。
  5. 如請求項4之可攜式磁共振成像系統，其中該電磁屏蔽經配置以屏蔽 小於該磁共振成像系統之該成像區域之25%。
  6. 如請求項5之可攜式磁共振成像系統，其中該電磁屏蔽經配置以屏蔽小於該磁共振成像系統之該成像區域之10%。
  7. 如請求項1之可攜式磁共振成像系統，其進一步包括用於至少該B0磁鐵之一外殼，其中該電磁屏蔽包括可調整地耦合至該外殼以屏蔽該成像區域之至少一電磁屏蔽結構。
  8. 如請求項7之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一電磁屏蔽結構可調整以在該成像區域之至少75%與50%之間的一範圍中屏蔽。
  9. 如請求項7之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一電磁屏蔽結構可調整以在該成像區域之至少75%與25%之間的一範圍中屏蔽。
  10. 如請求項7之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一電磁屏蔽結構可調整以在該成像區域之至少50%與25%之間的一範圍中屏蔽。
  11. 如請求項7之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一電磁屏蔽結構包括耦合至該外殼之複數個可移動屏蔽件。
  12. 如請求項11之可攜式磁共振成像系統，其中該複數個可移動屏蔽能夠彼此獨立地移動以容許改變該成像區域之屏蔽量。
  13. 如請求項7之可攜式磁共振成像系統，其中該雜訊降低系統經組態以回應於該至少一電磁屏蔽結構之不同配置而動態抑制及/或補償至少一些該電磁雜訊。
  14. 如請求項1之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一射頻線圈包括複數個射頻線圈，且其中該可攜式磁共振成像系統包括耦合至該複數個射頻線圈之至少一者以減少通過該複數個射頻線圈之該至少一者之一電流量之至少一解耦電路。
  15. 如請求項14之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一解耦電路包括限制流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之電流之一儲能電路。
  16. 如請求項15之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一解耦電路包括：一第一儲能電路，其經組態以限制流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之電流；一第二儲能電路，其經組態以限制流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之電流；及一傳輸/接收切換器，其在傳輸循環期間將該第一儲能電路耦合至該複數個射頻線圈之該至少一者且在接收循環期間將該第二儲能電路耦合至該複數個射頻線圈之該至少一者。
  17. 如請求項16之可攜式磁共振成像系統，其中該第一儲能電路及該第二儲能電路共用至少一電路組件。
  18. 如請求項14之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一解耦電路包括一電感器，該電感器經由一回饋電路與該複數個射頻線圈之該至少一者並聯耦合以減少流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之一電流量。
  19. 如請求項14之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一射頻線圈包括至少一主要射頻線圈及至少一輔助射頻線圈，且其中該至少一解耦電路包括耦合至該至少一主要頻率線圈之一第一解耦電路及耦合至該至少一輔助線圈之一第二解耦電路。
  20. 如請求項19之可攜式磁共振成像系統，其中該第一解耦電路及該第二解耦電路係屬於一不同類型。
  21. 如請求項19之可攜式磁共振成像系統，其中該第一解耦電路及該第二解耦電路係屬於一相同類型。
  22. 如請求項1之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約0.2T且大於或等於約0.1T之一強度產生一B0場。
  23. 如請求項1之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約0.1T且大於或等於約50mT之一強度產生一B0場。
  24. 如請求項1之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約50mT且大於或等於約20mT之一強度產生一B0場。
  25. 如請求項1之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約20mT且大於或等於約10mT之一強度產生一B0場。
  26. 如請求項1之可攜式磁共振成像系統，其中該電磁屏蔽包括連接該磁共振成像系統之一上部分與一下部分以形成至少一導電迴路之至少一導電條。
  27. 如請求項26之可攜式磁共振成像系統，其中該可攜式磁共振成像系統進一步包括至少一鐵磁組件，該至少一鐵磁組件經組態以擷取及引導藉由該B0磁鐵產生之至少一些該磁場以增加該磁共振成像系統之該成像區域內之磁通量密度，且其中該至少一導電條耦合至該至少一鐵磁組件以形成該至少一導電迴路。
  28. 如請求項27之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵包括圍繞該成像區域定位成一雙平面配置之至少一第一磁鐵及至少一第二磁鐵，且其中該至少一鐵磁組件包括磁性耦合至該至少一第一磁鐵及該至少一第二磁鐵之一鐵磁結構，且其中該至少一導電條耦合至該鐵磁結構以形成圍繞該成像區域之至少一部分之一導電迴路。
  29. 如請求項26之可攜式磁共振成像系統，其進一步包括複數個緊固機構，其經組態以容許該至少一導電條可移除地附接於圍繞該成像區域之複數個不同位置之任一者處。
  30. 如請求項26之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一導電條係由一可撓性材料形成。
  31. 如請求項30之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一導電條係由一可撓性編結材料形成。
  32. 如請求項26之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一導電條係由一剛性材料形成。
  33. 一種可攜式磁共振成像系統，其包括：一B0磁鐵，其經組態以產生一B0場用於該磁共振成像系統之一成像區域；一雜訊降低系統，其包括至少一射頻線圈定位於成像區域之外部，其中該雜訊降低系統經組態以偵測及抑制該可攜式磁共振成像系統之一操作環境中之至少一些電磁雜訊；及用於該可攜式磁共振成像系統之至少一部分之電磁屏蔽，該電磁屏蔽實質上未提供該可攜式磁共振成像系統之該成像區域之屏蔽。
  34. 如請求項33之可攜式磁共振成像系統，其進一步包括用於該B0磁鐵 之一外殼，其中該外殼包括一表面經組態以在成像時支撐一患者。
  35. 如請求項33之可攜式磁共振成像系統，其包括複數個磁性組件，該複數個磁性組件包括：該B0磁鐵；複數個梯度線圈，其經組態以在被操作時產生用以提供磁共振信號之空間編碼之磁場；及至少一射頻線圈，其經組態以提供射頻信號至該成像區域。
  36. 如請求項35之可攜式磁共振成像系統，其進一步包括用以提供電力至該複數個磁性組件之一或多者之至少一電子組件，其中該電磁屏蔽對該至少一電子組件提供至少一些屏蔽。
  37. 如請求項35之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一射頻線圈包括複數個射頻線圈，且其中該可攜式磁共振成像系統包括耦合至該複數個射頻線圈之至少一者以減少通過該複數個射頻線圈之該至少一者之一電流量之至少一解耦電路。
  38. 如請求項37之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一解耦電路包括限制流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之電流之一儲能電路。
  39. 如請求項37之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一解耦電路包括： 一第一儲能電路，其經組態以限制流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之電流；一第二儲能電路，其經組態以限制流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之電流；及一傳輸/接收切換器，其在傳輸循環期間將該第一儲能電路耦合至該複數個射頻線圈之該至少一者且在接收循環期間將該第二儲能電路耦合至該複數個射頻線圈之該至少一者。
  40. 如請求項39之可攜式磁共振成像系統，其中該第一儲能電路及該第二儲能電路共用至少一電路組件。
  41. 如請求項37之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一解耦電路包括一電感器，該電感器經由一回饋電路與該複數個射頻線圈之該至少一者並聯耦合以減少流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之一電流量。
  42. 如請求項37之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一射頻線圈包括至少一主要射頻線圈及至少一輔助射頻線圈，且其中該至少一解耦電路包括耦合至該至少一主要頻率線圈之一第一解耦電路及耦合至該至少一輔助線圈之一第二解耦電路。
  43. 如請求項42之可攜式磁共振成像系統，其中該第一解耦電路及該第二解耦電路係屬於一不同類型。
  44. 如請求項42之可攜式磁共振成像系統，其中該第一解耦電路及該第二解耦電路係屬於一相同類型。
  45. 如請求項33之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約0.2T且大於或等於約0.1T之一強度產生一B0場。
  46. 如請求項33之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約0.1T且大於或等於約50mT之一強度產生一B0場。
  47. 如請求項33之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約50mT且大於或等於約20mT之一強度產生一B0場。
  48. 如請求項33之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約20mT且大於或等於約10mT之一強度產生一B0場。
  49. 一種可攜式磁共振成像系統，其包括：一B0磁鐵，其經組態以產生用於該磁共振成像系統之一成像區域之一B0場；一外殼，其用於該B0磁鐵；及一雜訊降低系統，其包括至少一射頻線圈定位於成像區域之外部，其中該雜訊降低系統經組態以偵測及抑制該可攜式磁共振成像系統之一操作環境中之至少一些電磁雜訊；及至少一電磁屏蔽結構，其可滑動地耦合至該外殼以依可藉由滑動圍 繞該成像區域之該至少一電磁屏蔽結構而改變之一量以針對該成像區域提供電磁屏蔽。
  50. 如請求項49之可攜式磁共振成像系統，其中該外殼包括一表面經組態以在成像時支撐一患者。
  51. 如請求項49之可攜式磁共振成像系統，其進一步包括經組態以偵測及抑制該可攜式磁共振成像系統之一操作環境中之至少一些電磁雜訊之一雜訊降低系統。
  52. 如請求項51之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一雜訊抑制組件包括：至少一感測器，其用以偵測該可攜式磁共振成像系統之該操作環境中之至少一些該電磁雜訊；及至少一控制器，其用以基於藉由該至少一感測器偵測之該至少一些該電磁雜訊而抑制雜訊。
  53. 如請求項51之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一電磁屏蔽結構提供該可攜式磁共振成像系統之該操作環境中之至少一些該電磁雜訊之衰減，該至少一電磁屏蔽結構經配置以屏蔽小於該可攜式磁共振成像系統之該成像區域之100%。
  54. 如請求項53之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一電磁屏蔽結構可調整以屏蔽該成像區域之約75%與約50%之間。
  55. 如請求項53之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一電磁屏蔽結構可調整以屏蔽該成像區域之約75%與約25%之間。
  56. 如請求項53之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一電磁屏蔽結構可調整以屏蔽該成像區域之約50%與約25%之間。
  57. 如請求項49之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一電磁屏蔽結構包括耦合至該外殼之複數個可移動屏蔽件。
  58. 如請求項57之可攜式磁共振成像系統，其中該複數個可移動屏蔽件能夠彼此獨立地移動以容許組態該成像區域之屏蔽量。
  59. 如請求項58之可攜式磁共振成像系統，其中該複數個可移動屏蔽之各者包括實質上圍繞該各自可移動屏蔽之周邊安置之電墊片。
  60. 如請求項49之可攜式磁共振成像系統，其進一步包括：複數個射頻線圈，其經組態以在被操作時傳輸射頻信號至該磁共振成像系統之該成像區域及回應於自該成像區域發射之磁共振信號；及至少一解耦電路，其耦合至該複數個射頻線圈之至少一者以減少通過該複數個射頻線圈之該至少一者之一電流量。
  61. 如請求項60之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一解耦電路包括限制流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之電流之一儲能電路。
  62. 如請求項60之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一解耦電路包括：一第一儲能電路，其經組態以限制流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之電流；一第二儲能電路，其經組態以限制流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之電流；及一傳輸/接收切換器，其在傳輸循環期間將該第一儲能電路耦合至該之該至少一者且在接收循環期間將該第二儲能電路耦合至該複數個射頻線圈之該至少一者。
  63. 如請求項62之可攜式磁共振成像系統，其中該第一儲能電路及該第二儲能電路共用至少一電路組件。
  64. 如請求項60之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一解耦電路包括一電感器，該電感器經由一回饋電路與該複數個射頻線圈之該至少一者並聯耦合以減少流動通過該複數個射頻線圈之該至少一者之一電流量。
  65. 如請求項60之可攜式磁共振成像系統，其中該複數個射頻線圈包括至少一主要射頻線圈及至少一輔助射頻線圈，且其中該至少一解耦電路包括耦合至該至少一主要頻率線圈之一第一解耦電路及耦合至該至少一輔助線圈之一第二解耦電路。
  66. 如請求項65之可攜式磁共振成像系統，其中該第一解耦電路及該第二解耦電路係屬於一不同類型。
  67. 如請求項65之可攜式磁共振成像系統，其中該第一解耦電路及該第二解耦電路係屬於一相同類型。
  68. 如請求項49之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約0.2T且大於或等於約0.1T之一強度產生一B0場。
  69. 如請求項49之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約0.1T且大於或等於約50mT之一強度產生一B0場。
  70. 如請求項49之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約50mT且大於或等於約20mT之一強度產生一B0場。
  71. 如請求項49之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵經組態以依小於或等於約20mT且大於或等於約10mT之一強度產生一B0場。
  72. 如請求項49之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一電磁屏蔽件包括至少一導電條經組態以在圍繞(about)該成像區域之複數個可選擇位置處連接至該磁共振成像系統之一上部分(upper portion)及一下部分(lower portion)，以形成至少一導電迴路。
  73. 如請求項72之可攜式磁共振成像系統，其中該可攜式磁共振成像系統進一步包括至少一鐵磁組件(ferromagnetic component)，該至少一鐵磁組件經組態以擷取及引導藉由該B0磁鐵產生之至少一些該磁場之至少一些以增加該磁共振成像系統之該成像區域內之磁通量密度，且其中該至少一導電條耦合至該至少一鐵磁組件以形成該至少一導電迴路。
  74. 如請求項73之可攜式磁共振成像系統，其中該B0磁鐵包括圍繞該成像區域定位成一雙平面(bi-planar)配置之至少一第一磁鐵及至少一第二磁鐵，且其中該至少一鐵磁組件包括磁性耦合至該至少一第一磁鐵及該至少一第二磁鐵之一鐵磁結構，且其中該至少一導電條耦合至該鐵磁結構以形成圍繞該成像區域之至少一部分之一導電迴路。
  75. 如請求項72之可攜式磁共振成像系統，其進一步包括複數個緊固機構(fastening mechanisms)經組態以容許該至少一導電條可移除地附接於圍繞該成像區域之該複數個不同位置之任一者處。
  76. 如請求項72之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一導電條係由一可撓性材料形成。
  77. 如請求項76之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一導電條係由一可撓性編結材料(flexible braided material)形成。
  78. 如請求項77之可攜式磁共振成像系統，其中該至少一導電條係由一剛性(rigid)材料形成。
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