TWI743481B - 用於磁共振成像系統的b磁鐵方法及設備 - Google Patents

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Abstract

本發明揭示一種用於提供一磁共振成像系統之一B0 磁場之設備。該設備包含經構形以產生一第一磁場以貢獻於該磁共振成像系統之該B0 磁場之至少一個第一B0 磁鐵，該至少一個第一B0 磁鐵包括第一複數個永久磁鐵環，該第一複數個永久磁鐵環包含至少兩個具有各別不同高度的環。

Description

用於磁共振成像系統的B0磁鐵方法及設備
本申請案係關於用於一磁共振成像系統之B0 磁鐵方法及設備。
磁共振成像(MRI)為諸多應用提供一重要成像模態且廣泛用於臨床及研究背景中以產生人體內部之影像。作為一概論，MRI基於偵測磁共振(MR)信號，MR信號係回應於由所施加電磁場導致之狀態改變而由原子發射之電磁波。舉例而言，核磁共振(NMR)技術涉及偵測在一正成像之物件中之原子(例如，人體組織中之原子)之核自旋之重新對準或鬆弛後旋即自受激原子之原子核發射之MR信號。所偵測MR信號可經處理以產生影像，在醫學應用之脈絡中，此允許出於診斷、治療及/或研究目的研究人體內之內部結構及/或生物程序。
MRI為生物成像提供一有吸引力成像模態，此歸因於產生具有相對高解析度及對比度之非侵入性影像而無其他模態之安全性擔憂(例如，無需將受試者曝露於離子化輻射(例如，x射線)或將放射性材料引入至人體)之能力。另外，MRI特別好地適於提供軟組織對比，此可用於將其他成像模態不能令人滿意地成像之標的物成像。此外，MR技術能夠擷取關於其他模態不能獲取之結構及/或生物程序之資訊。然而，MRI存在若干個缺陷，針對一給定成像應用，該等缺陷可能涉及裝備之相對高成本、有限可用性及/或獲得臨床MRI掃描機之困難及/或影像獲取程序之長度。
臨床MRI之趨勢係增加MRI掃描機之場強度以改良掃描時間、影像解析度及影像對比度中之一或多者，此繼而繼續使成本提高。絕大多數安裝式MRI掃描機在1.5特斯拉(T)或3 T下操作，特斯拉(T)係指主磁場B0 之場強度。一臨床MRI掃描機之一粗略成本估計係大約每特斯拉一百萬美元，此未考慮操作此類MRI掃描機中所涉及之巨大操作、維護及維修成本。
另外，習用高場MRI系統通常需要大型超導磁鐵及相關聯電子裝置以產生其中將一物件(例如，一病人)成像之一強均勻靜磁場(B0 )。此類系統之大小係相當大的，其中一典型MRI設施包含用於磁鐵、電子裝置、熱管理系統及控制台區之多個室。MRI系統之大小及花費通常使其使用限於諸如醫院及學術研究中心等公共設施，該等公共設施具有充分空間及資源來購買及維修MRI系統。高場MRI系統之高成本及巨大空間要求導致MRI掃描機之有限可用性。如此，頻繁地發生其中一MRI掃描將係有益的，但由於上文所闡述之限制中之一或多者而係不實際或不可能之臨床情景，如下文進一步詳細地闡述。
某些實施例包含一種用於提供一磁共振成像系統之一B0 磁場之設備，該設備包括：至少一個第一B0 磁鐵，其經構形以產生一第一磁場以貢獻於該磁共振成像系統之該B0 磁場，該至少一個第一B0 磁鐵包括第一複數個永久磁鐵環，該第一複數個永久磁鐵環包含具有各別不同高度之至少兩個環。
某些實施例包含一種用於提供一磁共振成像系統之一B0 磁場之設備，該設備包括：至少一個第一B0 磁鐵，其經構形以產生一第一磁場以貢獻於該磁共振成像系統之該B0 磁場；至少一個第二B0 磁鐵，其經構形以產生一第二磁場以貢獻於該磁共振成像系統之該B0 磁場，其中該至少一個第一B0 磁鐵及該至少一個第二B0 磁鐵係相對於彼此配置使得在其間提供一成像區域；及一軛，其經構形以捕獲且引導由該至少一個第一B0 磁鐵及該至少一個第二B0 磁鐵產生之至少某些磁通量以增加該成像區域內之磁通量密度，該軛包括：一第一板，其包括鐵磁材料且耦合至該至少一個第一B0 磁鐵；一第二板，其包括鐵磁材料且耦合至該至少一個第二B0 磁鐵；一框架，其包括鐵磁材料且耦合至該第一板及該第二板；第一額外鐵磁材料，其耦合至該第一板以補償在該第一板中誘發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其耦合至該第二板以補償在該第二板中誘發之磁飽和。
某些實施例包含一種用於提供一磁共振成像系統之一B0 磁場之設備，該設備包括：至少一個第一B0 磁鐵，其經構形以產生一第一磁場以貢獻於該磁共振成像系統之該B0 磁場；至少一個第二B0 磁鐵，其經構形以產生一第二磁場以貢獻於該磁共振成像系統之該B0 磁場，其中該至少一個第一B0 磁鐵及該至少一個第二B0 磁鐵係相對於彼此配置使得在其間提供一成像區域；及一軛，其經構形以捕獲且引導由該至少一個第一B0 磁鐵及該至少一個第二B0 磁鐵產生之至少某些磁通量以增加該成像區域內之磁通量密度，該軛包括：一第一板，其包括鐵磁材料且耦合至該至少一個第一B0 磁鐵及一第一組的一或多個孔以補償在該第一板中誘發之磁飽和；一第二板，其包括鐵磁材料且耦合至該至少一個第二B0 磁鐵及一第二組的一或多個孔以補償在該第二板中誘發之磁飽和；一框架，其包括鐵磁材料且耦合至該第一板及該第二板。
某些實施例包含一種用於提供一磁共振成像系統之一B0 磁場之設備，該設備包括：至少一個第一B0 磁鐵，其經構形以產生一第一磁場以貢獻於該磁共振成像系統之該B0 磁場；至少一個第二B0 磁鐵，其經構形以產生一第二磁場以貢獻於該磁共振成像系統之該B0 磁場，其中該至少一個第一B0 磁鐵及該至少一個第二B0 磁鐵係相對於彼此配置使得在其間提供一成像區域；及一軛，其經構形以捕獲且引導由該至少一個第一B0 磁鐵及該至少一個第二B0 磁鐵產生之至少某些磁通量以增加該成像區域內之磁通量密度，該軛包括：一第一板，其包括鐵磁材料且耦合至該至少一個第一B0 磁鐵，其中該第一板具有一變化厚度以補償在該第一板中誘發之磁飽和；一第二板，其包括鐵磁材料且耦合至該至少一個第二B0 磁鐵，其中該第二板具有一變化厚度以補償在該第二板中誘發之磁飽和；及一框架，其包括鐵磁材料且耦合至該第一板及該第二板。
相關申請案之交叉參考
本申請案依據35 U.S.C. § 119主張2018年5月21日提出申請且標題為「用於磁共振系統的B0 磁鐵方法及設備(B0 Magnet Methods and Apparatus for a Magnetic Resonance System)」之序列號為62/674,482之美國臨時申請案及2018年7月2日提出申請且標題為「用於磁共振系統的B0 磁鐵方法及設備」之序列號為62/693,044之美國臨時申請案的優先權，該等臨時申請案中之每一者係以其全文引用的方式併入本文中。
MRI掃描機市場壓倒性地由高場系統主導，且對於醫學或臨床MRI應用尤其如此。如上文所闡述，醫學成像之一般趨勢係生產具有越來越大的場強度之MRI掃描機，其中絕大多數臨床MRI掃描機在1.5 T或3 T下操作，其中在研究背景中使用7 T及9 T之更高場強度。如本文中所使用，「高場」通常係指當前在一臨床背景中使用之MRI系統，且更特定而言，係指在處於1.5 T或1.5 T以上之一主磁場(亦即，一B0 場)下操作之MRI系統，儘管在0.5 T與1.5 T之間操作之臨床系統通常亦表徵為「高場」。大約0.2 T與0.5 T之間的場強度表徵為「中場」，且隨著高場型態中之場強度不斷增加，在0.5 T與1 T之間的範圍中之場強度亦表徵為中場。相比而言，「低場」通常係指以小於或等於大約0.2 T之一B0 場操作之MRI系統，儘管具有在0.2 T與大約0.3 T之間的一B0 場之系統由於高場型態之高端處之經增加場強度而有時表徵為低場。在低場型態內，以小於0.1 T之一B0 場操作之低場MRI系統在本文中稱為「極低場」，且以小於10 mT之一B0 場操作之低場MRI系統在本文中稱為「超低場」。
發明人已開發達成可攜式、低場、低電力及/或較低成本MRI系統之技術，該等系統可改良MRI技術在超出醫院及研究公共設施處之當前MRI設施之各種環境中之大規模可部署性。因此，MRI可部署於急診室、小的診所、醫生之辦公室中、移動單元中、現場等，且可被攜帶給病人(例如，床邊)以執行各種各樣的成像程序及協定。某些實施例包含促成可攜式、低成本、低電力MRI之極低場MRI系統(例如，0.1 T、50 mT、20 mT等)，此顯著增加MRI在一臨床背景中之可用性。
開發低場型態中之一臨床MRI系統存在諸多挑戰。如本文中所使用，術語臨床MRI系統係指產生臨床有用影像之一MRI系統，臨床有用影像係指具有充分解析度及充足獲取時間以由一醫師或臨床醫生在給出一特定成像應用之情況下用於其既定目的之一影像。如此，臨床有用影像之解析度/獲取時間將取決於獲得該等影像所針對之目的。相對低SNR係在於低場型態中獲得臨床有用影像之諸多挑戰當中。具體而言，SNR與B0 場強度之間的關係在0.2 T場強度以上係大約B0 5/4 及在0.1 T場強度以下係大約B0 3/2 。如此，SNR實質上隨場強度減小而下降，其中SNR在極低場強度下經歷甚至更顯著下降。由於減小場強度導致之SNR之此大幅下降係阻礙極低場型態中之臨床MRI系統之開發之一重要因素。特定而言，極低場強度下低SNR之挑戰已阻礙在極低場型態中操作之一臨床MRI系統之開發。因此，試圖在較低場強度下操作之臨床MRI系統習用地達成大約0.2 T範圍及以上之場強度。此等MRI系統仍係大的、重的及高成本的，通常需要固定專用空間(或屏蔽式帷幕)及專用電源。
發明人已開發能夠產生臨床有用影像之低場及極低場MRI系統，此允許開發不能使用當前最先進技術達成之可攜式、低成本及容易使用之MRI系統。根據某些實施例，一MRI系統可通常在無論何時及無論何地需要之情況下運輸至病人以提供各種各樣的診斷、手術、監測及/或治療程序。
在開發低場及極低場MRI系統時，發明人已部分地藉由改良由B0 磁鐵產生之B0 場之均質性而解決低場型態之相對低SNR特性。
在某些實施例中，由發明人開發之低場及極低場MRI系統包含用以產生一B0 磁場之一永久B0 磁鐵。並且，在某些實施例中，舉例而言，如圖2中所展示，永久B0 磁鐵可包含一或多組同心永久磁鐵環。發明人已認識到，在此類實施例中，可藉由使永久磁鐵環之高度變化而非使其保持同一高度而增加由B0 磁鐵產生之B0 磁場之均質性。特定而言，發明人已認識到，永久磁鐵環之高度可經選擇使得，針對提供於成一雙平面幾何形狀之一對永久磁鐵之間的成像區域中之相同視域，視域中之磁場之均質性得以增加。針對一固定視域，適合地使永久磁鐵環高度變化可相對於其中永久磁鐵環高度相等之一構形將磁場均質性增加一數量級(例如，增加2倍、增加3倍、增加5倍、增加10倍、增加20倍等)。作為一說明性非限制性實例，針對具有20 cm之一直徑之一球形視域，視域中之B0 場之均質性可在環具有均勻高度時處於500 ppm至1000 ppm之範圍中，但可在環具有變化高度時係250 ppm至500 ppm。
發明人亦已認識到，可藉由使永久磁鐵環之高度變化而非使其保持同一高度而增加視域(一給定均質性之視域)之大小。特定而言，發明人已認識到，永久磁鐵環之高度可經選擇使得，提供於成一雙平面幾何形狀之一對永久磁鐵之間的成像區域中之視域之體積可相對於可使用具有相等高度之永久磁鐵環獲得之相同均質性之一視域之體積而增加。作為一說明性非限制性實例，針對500 ppm至1000 ppm之範圍中之磁場均質性之一固定位準，可藉由使永久磁鐵環高度變化而非使環高度保持相同而將視域之體積增加至少10％。
使用變化永久磁鐵環高度來增加磁場之均質性(及/或增加視域之大小)不同於用於改良磁場均質性之習用技術且在該等習用技術上有改良。用於改良磁場均質性之習用技術涉及在改良磁場均勻性之一努力中添加一或多個鐵磁金屬片(有時稱作「極片」)來集中由磁鐵產生之磁通量。然而，此方法將由於額外極片金屬而給磁鐵總成增加顯著重量。由發明人開發之方法不涉及將新的鐵磁材料引入至總成。替代地，透過永久環高度之變化而修改永久磁鐵本身以增加磁場均質性。
在某些實施例中，可藉由使永久磁鐵環中之每一者具有一不同各別高度而使永久磁鐵環之高度變化。在某些實施例中，一對高度可彼此相差至少1％、5％、10％、相差至少15％、相差至少20％、相差至少25％、相差至少50％或相差在1％至100％之範圍中之任何其他適合量。舉例而言，如圖7A至圖7L中所展示，一永久磁鐵可包含分別具有22 mm、26 mm、30 mm及34 mm之高度之四個環。然而，應瞭解，在某些實施例中，某些且並非所有永久磁鐵環具有不同各別高度。舉例而言，在某些實施例中，永久磁鐵環中之兩者可具有相同高度，但永久磁鐵環中之兩者可具有不同高度。
因此，某些實施例包含一種用於提供一磁共振成像系統之一B0 磁場之設備。該設備可包含一第一B0 磁鐵，該第一B0 磁鐵經構形以產生一第一磁場以貢獻於磁共振成像系統之B0 磁場。第一B0 磁鐵可包含多個永久磁鐵環，該多個永久磁鐵環中之至少兩者具有不同高度。在某些實施例中，第一B0 磁鐵中之所有永久磁鐵環可具有不同各別高度。
在某些實施例中，第一B0 磁鐵可係各自產生一各別磁場以貢獻於MRI系統之B0 磁場之多個B0 磁鐵中之一者。舉例而言，第一B0 磁鐵可係成一雙平面幾何形狀之兩個永久磁鐵中之一者，該兩個永久磁鐵各自產生一各別磁場且與一軛一起形成(例如，如圖2中所展示)用於提供一MRI系統之一B0 磁場之一設備之至少一部分。
因此，在某些實施例中，用於提供一磁共振成像系統之一B0 磁場之設備亦包含一第二B0 磁鐵，該第二B0 磁鐵經構形以產生一第二磁場以貢獻於MRI系統之B0 磁場。第二B0 磁鐵包含多個永久磁鐵環，該多個永久磁鐵環中之至少兩者具有不同高度。在某些實施例中，第二B0 磁鐵中之所有永久磁鐵環可具有不同各別高度。
在某些實施例中，第一及第二B0 磁鐵可相對於彼此配置使得在其間提供一成像區域。在某些實施例中，與在永久磁鐵環之高度相等之情況下將獲得之磁場相比，第一及第二B0 磁鐵中之永久磁鐵環之不同高度可經選擇以針對成像區域內之一固定視域獲得一更均質磁場。舉例而言，針對具有在17 cm至23 cm (例如，20 cm)之一範圍中之一直徑之一球形視域，第一及第二B0 磁鐵中之永久磁鐵環之高度可經選擇以獲得具有一均質性位準之一磁場，該均質性位準比在永久磁鐵環之高度相同之情況下將獲得之球形視域中之均質性位準小至少二分之一(或三分之一，或四分之一，或者五分之一等)。
在某些實施例中，第一及第二B0 磁鐵中之永久磁鐵環之不同高度可經選擇以針對一給定磁場均質性位準(例如，在500 ppm至1000 ppm之範圍中之一位準，諸如，舉例而言，700 ppm)獲得具有一體積之一視域，該體積比在相同給定磁場均質性位準之情況下可使用具有相等高度之永久磁鐵環達成之視域之體積大(例如，大至少5％、至少10％、至少15％、至少25％、至少30％、至少50％等)。可以百萬分率(ppm)之偏差量測均質性位準。均質性位準越小，磁場越均質。類似地，均質性位準越大，磁場越不均質。
在某些實施例中，第一B0 磁鐵中之永久磁鐵環圍繞一共同中心係同心的。在某些實施例中，永久磁鐵環之高度自最內環至最外環單調地增加。舉例而言，第一複數個環可使第一、第二、第三及第四環以相對於共同中心第一環係最內環且第四環係最外環之次序配置。在此實例中，第四環之高度可係最大的，第三環之高度可係第二大的，第二環之高度可係第三大的，且第一環(其可係一圓盤–在中心中不具有一孔)之高度係最小的。應瞭解，第一B0 磁鐵中之永久磁鐵環之數目不限於四個環，且可係任何適合數目個環(例如，兩個、三個、五個、六個、七個、八個、九個、十個、十一個、十二個、十三個、十四個及十五個)。
在某些實施例中，永久磁鐵環中之每一者可包含多個永久區段。在某些實施例中，一特定永久磁鐵環之區段中之多個(例如，所有)可具有相同高度。在某些實施例中，一永久磁鐵環之永久磁鐵區段可包含圓弧區段。在某些實施例中，一永久磁鐵環之永久磁鐵區段可包含矩形區塊。在某些實施例中，一永久磁鐵環之永久磁鐵區段可包含梯形區塊。
在某些實施例中，第二B0 磁鐵中之永久磁鐵環可經設計以具有與第一B0 磁鐵中之永久磁鐵環相同之高度。以此方式，第一B0 磁鐵中之每一永久磁鐵環在第二B0 磁鐵中具有一對應永久磁鐵環，且每一對對應永久磁鐵環具有相同高度之永久磁鐵區段。
在某些實施例中，第一及第二B0 磁鐵貢獻於MRI系統之B0 磁場，且B0 磁場具有小於或等於大約0.2 T且大於或等於大約0.1 T之一場強度。
在某些實施例中，第一及第二B0 磁鐵貢獻於MRI系統之B0 磁場，且B0 磁場具有小於或等於大約0.1 T且大於或等於大約50 mT之一場強度。
在某些實施例中，第一及第二B0 磁鐵貢獻於MRI系統之B0 磁場，且B0 磁場具有小於或等於大約50 mT且大於或等於大約20 mT之一場強度。
應瞭解，本文中所闡述之技術可以諸多方式中之任一者實施，因為該等技術不限於實施方案之任一特定方式。本文中僅出於說明性目的而提供實施方案之細節之實例。此外，本文中所揭示之技術可個別地或以任何適合組合使用，因為本文中所闡述之技術之態樣不限於使用任一特定技術或技術之組合。
圖1係一MRI系統100之典型組件之一方塊圖。在圖1之說明性實例中，MRI系統100包括計算裝置104、控制器106、脈衝序列儲存裝置108、電力管理系統110及磁組件120。應瞭解，系統100係說明性的，且除圖1中所圖解說明之組件外或替代圖1中所圖解說明之組件，一MRI系統亦可具有任何適合類型之一或多個其他組件。然而，一MRI系統將通常包含此等高階組件，儘管針對一特定MRI系統，此等組件之實施方案可極大地不同。
如圖1中所圖解說明，磁組件120包括B0 磁鐵122、勻場線圈124、RF傳輸與接收線圈126及梯度線圈128。磁鐵122可用於產生主磁場B0 。磁鐵122可係可產生一所要主磁B0 場之任何適合類型之磁組件或磁組件之組合。如上文所闡述，在高場型態中，B0 磁鐵通常使用通常以一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來使B0 磁鐵保持於一超導狀態中。因此，高場B0 磁鐵係昂貴的、複雜的且消耗大量電力(例如，低溫冷卻系統需要顯著電力來維持使B0 磁鐵保持於一超導狀態中所需之極低溫度)，需要大型專用空間及專門專用電力連接(例如，至電網之一專用三相電力連接)。習用低場B0 磁鐵(例如，在0.2 T下操作之B0 磁鐵)亦經常使用超導材料實施且因此具有此等相同一般要求。其他習用低場B0 磁鐵係使用永久磁鐵實施，為產生習用低場系統受限之場強度(例如，在0.2 T與0.3 T之間，歸因於不能夠在較低場強度下獲取有用影像)，該等永久磁鐵需要為重達5噸至20噸之極大磁鐵。因此，習用MRI系統之B0 磁鐵單獨地阻礙可攜性及可負擔性兩者。
梯度線圈128可經配置以提供梯度場，且舉例而言，可經配置以產生沿三個實質上正交方向(X、Y、Z)之B0 場之梯度。梯度線圈128可經組態以藉由使B0 場(由磁鐵122及/或勻場線圈124產生之B0 場)系統性地變化而將所發射MR信號編碼以將所接收MR信號之空間位置編碼為頻率或相位之一函數。舉例而言，梯度線圈128可經組態以使頻率或相位作為沿著一特定方向之空間位置之一線性函數而變化，儘管亦可藉由使用非線性梯度線圈而提供較複雜空間編碼規範。舉例而言，一第一梯度線圈可經組態以選擇性地使B0 場沿一第一(X)方向變化以執行沿彼方向之頻率編碼，一第二梯度線圈可經組態以選擇性地使B0 場沿實質上正交於該第一方向之一第二(Y)方向變化以執行相位編碼，且一第三梯度線圈可經組態以選擇性地使B0 場沿實質上正交於該等第一及第二方向之一第三(Z)方向變化以使得能夠針對體積成像應用達成切片選擇。如上文所闡述，習用梯度線圈亦消耗通常由大型昂貴梯度電源操作之顯著電力。
MRI係藉由分別使用傳輸及接收線圈(通常稱為射頻(RF)線圈)激發及偵測所發射MR信號來執行。傳輸/接收線圈可包含用於傳輸及接收之單獨線圈、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線圈以通用地指代一MRI系統之傳輸及接收磁組件之各種組態。此等術語在本文中可互換使用。在圖1中，RF傳輸與接收線圈126包括可用於產生RF脈衝以誘發一振盪磁場B1 之一或多個傳輸線圈。傳輸線圈可經組態以產生任何適合類型之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裝置。舉例而言，電力管理系統110可包含一或多個電源供應器、梯度電力組件、傳輸線圈組件，及/或提供適合操作電力以將MRI系統100之組件通電且操作MRI系統100之組件所需之任何其他適合電力電子裝置。如圖1中所圖解說明，電力管理系統110包括電源供應器112、電力組件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備)。電源供應器112包含用以將操作電力提供至MRI系統100之磁組件120之電子裝置。舉例而言，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)以產生低場MRI系統之主磁場之電子裝置。傳輸/接收切換器116可用於選擇操作RF傳輸線圈還是RF接收線圈。
電力組件114可包含：一或多個RF接收(Rx)前置放大器，其放大由一或多個RF接收線圈(例如，線圈126)偵測之MR信號；一或多個RF傳輸(Tx)電力組件，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)；一或多個梯度電力組件，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)；及一或多個勻場電力組件，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)。
在習用MRI系統中，電力組件係大的、昂貴的且消耗顯著電力。通常，電力電子裝置佔據與MRI掃描機本身分開之一室。電力電子裝置不僅需要巨大空間，而且係消耗巨大電力且需要壁式安裝支架來支撐之昂貴複雜裝置。因此，習用MRI系統之電力電子裝置亦阻礙MRI之可攜性及可負擔性。
如圖1中所圖解說明，MRI系統100包含控制器106 (亦稱為一控制台)，控制器106具有控制電子裝置來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。控制器106可經組態以實施一或多個脈衝序列，該一或多個脈衝序列用於判定發送至電力管理系統110以按一所要序列操作磁組件120之指令(例如，用於操作RF傳輸與接收線圈126之參數、用於操作梯度線圈128之參數等)。如圖1中所圖解說明，控制器106亦與經程式化以處理所接收MR資料之計算裝置104互動。舉例而言，計算裝置104可處理所接收MR資料以使用任何適合影像重建程序產生一或多個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裝置104以用於由該計算裝置處理資料。舉例而言，控制器106可將關於一或多個脈衝序列之資訊提供至計算裝置104，且該計算裝置可至少部分地基於所提供資訊而執行一影像重建程序。在習用MRI系統中，計算裝置104通常包含經組態以相對迅速地對MR資料執行計算上昂貴的處理之一或多個高效能工作站。此類計算裝置本身係相對昂貴的裝備。
可攜性之另一態樣涉及MRI系統之電力消耗。亦如上文所闡述，當前臨床MRI系統消耗大量電力(例如，在操作期間，介於自20 kW至40 kW平均電力消耗之範圍)，因此需要專用電力連接(例如，至能夠遞送所需電力之電網的專用三相電力連接)。一專用電力連接之需要係在除專門裝配有適當電力連接之昂貴專用室外的各種位置中操作一MRI系統的另一障礙。發明人已開發低電力MRI系統，該等低電力MRI系統能夠使用幹線電(諸如一標準壁式插座(例如，美國之120V/20A連接)或共同大型器具插座(例如，220 V至240 V/30 A))操作，從而允許在提供共同電力插座之任何地方操作裝置。「插入至壁中」之能力在不需要特殊專用電力(諸如一個三相電力連接)之情況下為可攜式/可運輸式MRI以及固定MRI系統設施兩者提供便利。
根據某些實施例，一可攜式MRI系統(例如，下文圖10、圖12及圖13中所圖解說明之可攜式MRI系統中之任一者)經組態以經由一電力連接1270 (參見，例如，圖12B)使用幹線電(例如，在標準壁式插座處提供之單相電)來操作。根據某些實施例，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伏特之間及額定15安培、20安培或30安培之一單相插座之一電力連接，且其中電力系統能夠自由單相插座提供之電力提供電力以操作可攜式MRI系統。根據某些實施例，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伏特之間及額定15安培、20安培或30安培之一單相插座之一電力連接，且其中電力系統能夠提供自由單相插座提供之電力提供電力以操作磁共振成像系統。根據某些實施例，一可攜式MRI系統係使用本文中所闡述之低電力技術組態以在影像獲取期間使用平均不到3千瓦。根據某些實施例，一可攜式MRI系統係使用本文中所闡述之低電力技術組態以在影像獲取期間使用平均不到2千瓦。根據某些實施例，一可攜式MRI系統係使用本文中所闡述之低電力技術組態以在影像獲取期間使用平均不到1千瓦。舉例而言，採用一永久B0 磁鐵及本文中所闡述之低電力組件之一低電力MRI系統可在1千瓦或更少下(諸如在750瓦或更少下)操作。
如上文所闡述，用於給MRI系統之磁組件供電的電力電子裝置係對習用MRI系統之大小、成本及電力消耗之一重要貢獻者。用於習用MRI系統之電力電子裝置通常需要一單獨室、係昂貴的，且消耗顯著電力來操作對應磁組件。特定而言，梯度線圈及用於冷卻梯度線圈之熱管理系統單獨地通常需要專用電力連接且禁止自標準壁式插座操作。發明人已開發能夠為一MRI系統之梯度線圈供電之低電力、低雜訊梯度電源，根據某些實施例，該等梯度電源可與MRI系統之磁組件裝納於同一可攜式、可推式或以其他方式可運輸式的設備中。根據某些實施例，用於為一MRI系統之梯度線圈供電的電力電子裝置在系統閒置時消耗不到50 W，且在MRI系統正操作時(亦即，在影像獲取期間)消耗100 W至200 W之間。發明人已開發電力電子裝置(例如，低電力、低雜訊電力電子裝置)來操作一可攜式低場MRI系統，其全部裝配於可攜式MRI掃描機之佔用面積內。根據某些實施例，創新性機械設計使得能夠開發可在其中需要該系統之各種臨床環境之約束內操縱之一MRI掃描機。
減小B0 磁鐵之場強度(此可促進大小、重量、花費及電力消耗之一減小)係開發一低電力、低成本及/或可攜式MRI系統之核心。然而，如上文所闡述，減小場強度具有SNR之一對應且顯著減小。SNR之此顯著減小已阻礙臨床MRI系統將場強度減小至低於大約0.2 T之當前底值，該等系統保持為需要專門及專用空間之大的、重的、昂貴的固定設施。雖然已開發在0.1 T與0.2 T之間操作之某些系統，但此等系統通常係用於掃描四肢(諸如手、手臂或膝蓋)之專門裝置。發明人已開發能夠獲取臨床有用影像之在低場及極低場中操作之MRI系統。某些實施例包含促進在比先前可達成低之場強度下獲取臨床有用影像之高效脈衝序列。MR信號之信雜比與主磁場B0 之強度相關，且係驅動臨床系統在高場型態中操作之主要因素中之一者。由發明人開發之促進臨床有用影像之獲取之脈衝序列闡述於2015年11月11日提出申請且標題為「用於低場磁共振之脈衝序列(Pulse Sequences for Low Field Magnetic Resonance)」之美國專利申請公開案第US 2016/0131727號中，該專利申請公開案以其全文引用之方式併入本文中。
由發明人開發之解決低場強度之低SNR之其他技術包含將射頻(RF)傳輸及/或接收線圈之組態最佳化以改良RF傳輸/接收線圈傳輸磁場及偵測所發射MR信號之能力。發明人已瞭解，低場型態中之低傳輸頻率允許在較高場強度下不可能之RF線圈設計，且已開發具有經改良敏感性之RF線圈，藉此增加MRI系統之SNR。由發明人開發之例示性RF線圈設計及最佳化技術闡述於2016年5月12日提出申請且標題為「射頻線圈方法及設備(Radio Frequency Coil Methods and Apparatus)」之美國專利申請公開案第2016/0334479號中，該專利申請公開案以其全文引用之方式併入本文中。
B0 磁鐵本身連同為B0 磁鐵供電且執行其熱管理所需之設備係對高場MRI之高成本、大小、重量及電力消耗之一重要貢獻者。特定而言，為產生高場MRI之場強度特性，通常將B0 磁鐵作為使用超導電線以一螺線管幾何形狀構形之一電磁鐵來實施，該等超導電線需要一低溫冷卻系統來使電線保持於一超導狀態中。不僅超導材料本身係昂貴的，而且維持超導狀態之低溫裝備亦係昂貴且複雜的。
發明人已認識到，低場脈絡允許在高場型態中不可行之B0 磁鐵設計。舉例而言，至少部分地由於較低場強度，可消除超導材料及對應低溫冷卻系統。部分地由於低場強度，可在低場型態中採用使用非超導材料(例如，銅)構造之B0 電磁鐵。然而，此類電磁鐵仍可在操作期間消耗相對大量電力。舉例而言，使用一銅導體操作一電磁鐵以產生0.2 T或更大之一磁場需要一專用或專門電力連接(例如，一專用三相電力連接)。發明人已開發MRI系統，該等MRI系統可使用幹線電(亦即，標準壁式電力)操作從而允許在在具有共同電力連接(諸如一標準壁式插座(例如，美國之120 V/20 A連接)或共同大型器具插座(例如，220 V至240 V/30 A))之任何位置處為MRI系統供電。因此，一低電力MRI系統促成可攜性及可用性，從而允許在需要之位置處操作一MRI系統(例如，可將MRI系統攜帶給病人而非相反之情況)。另外，自標準壁式電力操作消除習用地需要來將三相電力轉換為單相電力且使直接自電網提供之電力平穩之電子裝置。替代地，可直接將壁式電力轉換為DC且經分配以為MRI系統之組件供電。
電磁鐵係對採用一B0 磁鐵(諸如一電磁鐵)之一低場MRI系統之總體電力消耗之主要貢獻者。舉例而言，電磁鐵可消耗總體MRI系統之電力之80％或更多。為了顯著減小MRI系統之電力需要，發明人已開發利用永久磁鐵來產生及/或貢獻於B0 電磁場之B0 磁鐵。根據某些實施例，B0 電磁鐵被永久磁鐵代替作為B0 電磁場之主要來源。一永久磁鐵係指一旦磁化便維持其自身的持久磁場之任何物件或材料。可經磁化以產生一永久磁鐵之材料在本文中稱為鐵磁性的，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為飽和之可磁化材料)在移除驅動場時保留其磁場。由一特定材料保留之磁化量稱為材料之剩磁。因此，一旦磁化，一永久磁鐵便產生對應於其剩磁之一磁場，從而消除對用以產生磁場之一電源之需要。
B0 磁鐵之重量係MRI系統之總體重量之一顯著部分，該總體重量又影響MRI系統之可攜性。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，一例示性B0 磁鐵可重達大約550千克。根據某些實施例，鈷鋼(CoFe)可用作軛(及可能地，勻場組件)之主要材料，從而將B0 磁鐵200之重量潛在地減小至大約450千克。然而，CoFe通常比(舉例而言)低碳鋼更昂貴，從而使系統之成本提高。因此，在某些實施例中，可使用CoFe形成選擇組件以平衡由於其使用導致之成本與重量之間的折衷。使用此類例示性B0 磁鐵，可(舉例而言)藉由將B0 磁鐵整合於一外殼、框架或其他主體內而構造一可攜式、可推式或以其他方式可運輸式MRI系統，腳輪、輪子或其他運動構件可附接至該外殼、框架或其他主體以允許將MRI系統運輸至所要位置(例如，藉由人工地推動MRI系統及/或包含電動輔助)。因此，可將一MRI系統攜帶至需要其之位置，從而增加其作為一臨床儀器之可用性及使用且使先前不可能之MRI應用變得可用。根據某些實施例，一可攜式MRI系統之總重量小於1,500磅，且較佳地小於1000磅以促成MRI系統之可操縱性。
圖2圖解說明根據某些實施例之一B0 磁鐵200。特定而言，B0 磁鐵200由配置成一雙平面幾何形狀之永久磁鐵210a及210b形成，一軛220耦合至該等永久磁鐵以捕獲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210a與210b之間的通量密度。永久磁鐵210a及210b中之每一者由複數個同心永久磁鐵形成，如由包括永久磁鐵214a之一外環、永久磁鐵214b之一中環、永久磁鐵214c之一內環及中心處之一永久磁盤214d之永久磁鐵210b展示。永久磁鐵210a可包括與永久磁鐵210b相同組的永久磁鐵元件。所使用之永久磁鐵材料可取決於系統之設計要求來選擇(例如，取決於所要性質，為NdFeB、SmCo等)。
所使用之永久磁鐵材料可取決於系統之設計要求來選擇。舉例而言，根據某些實施例，永久磁鐵(或其某一部分)可由NdFeB製成，NdFeB產生一磁場，其中一旦磁化則材料之每單位體積具有一相對高磁場。根據某些實施例，使用SmCo材料來形成永久磁鐵或其某一部分。雖然NdFeB產生較高場強度(且一般來說不如SmCo那麼昂貴)，但SmCo展現較少熱漂移且因此在面對溫度波動時提供一較穩定磁場。亦可使用其他類型之永久磁鐵材料，因為態樣不限於此方面。一般來說，所利用之永久磁鐵材料之一或若干類型將至少部分地取決於場強度、溫度穩定性、重量、成本及/或一給定B0 磁鐵實施方案之容易使用要求。
永久磁鐵環經定大小及配置以產生永久磁鐵210a與210b之間的中心區域(視域)中之一所要強度之一均質場。在圖2中所圖解說明之例示性實施例中，每一永久磁鐵環包括複數個鐵磁材料區塊以形成各別環。形成每一環之區塊可經定尺寸及配置以產生一所要磁場。發明人已認識到，根據某些實施例，區塊可以若干種方式定尺寸以減少成本、減小重量及/或改良所產生之磁場之均質性，如本文中聯合共同形成一B0 磁鐵之永久磁鐵之例示性環所闡述。
B0 磁鐵200進一步包括軛220，軛220經構形且經配置以捕獲由永久磁鐵210a及210b產生之磁通量且將其引導至B0 磁鐵之相對側以增加永久磁鐵210a與210b之間的通量密度，從而增加B0 磁鐵之視域內之場強度。藉由捕獲磁通量且將其引導至永久磁鐵210a與210b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，因此減小B0 磁鐵之大小、重量及成本。另一選擇係，針對給定永久磁鐵，可增加場強度，因此在不需要使用經增加量之永久磁鐵材料之情況下改良系統之SNR。針對例示性B0 磁鐵200，軛220包括一框架222以及板224a及224b。以類似於上文聯合軛220所闡述之一方式，板324a及324b捕獲由永久磁鐵210a及210b產生之磁通量且將其引導至框架222以經由軛之磁返迴路徑循環以增加B0 磁鐵之視域中之通量密度。軛220可由任何所要鐵磁材料(舉例而言，低碳鋼、CoFe及/或矽鋼等)構造以為軛提供所要磁性質。根據某些實施例，在其中梯度線圈可最普遍地誘發渦電流之區中，板224a及224b (及/或框架222或其部分)可由矽鋼或類似物構造。
例示性框架222包括：臂223a及223b，其分別附接至板224a及224b；以及支撐件225a及225b，其為由永久磁鐵產生之通量提供磁返迴路徑。該等臂通常經設計以減小支撐永久磁鐵所需之材料量同時為由永久磁鐵產生之磁通量之返迴路徑提供充足剖面。臂223a及223b具有在由B0 磁鐵產生之B0 場之一磁返迴路徑內之兩個支撐件。支撐件225a及225b製作為具有形成於其間之一間隙227，從而為框架提供一定程度之穩定性及/或為結構提供亮度同時為由永久磁鐵產生之磁通量提供充足剖面。舉例而言，磁通量之返迴路徑所需之剖面可在兩個支撐結構之間劃分，因此提供一充足返迴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，因為技術不限於與僅兩個支撐件及任何特定數目個多個支撐結構一起使用。
圖3圖解說明一永久磁鐵310之一俯視圖，永久磁鐵310可(舉例而言)用作圖2中所圖解說明之B0 磁鐵200之永久磁鐵210a及210b之設計。永久磁鐵310包括各自由複數個鐵磁區塊堆疊構造之同心環310a、310b及310c以及中心處之一鐵磁盤310d。永久磁鐵附接至之軛之框架之方向由箭頭22指示。在其中軛不對稱(例如，軛220)之實施例中，軛亦將致使其捕獲且集中磁通量所針對之永久磁鐵所產生之磁場不對稱，此不利地影響B0 磁場之均勻性。
根據某些實施例，使區塊尺寸變化以補償軛對由永久磁鐵產生之磁場之影響。舉例而言，可取決於各別區塊定位於哪一區域而使圖3中標示之四個區域315a、315b、315c及315d中之區塊之尺寸變化。特定而言，區塊之高度(例如，法向於圓形磁鐵310之平面之區塊之尺寸)可在距離框架最遠之區域315c中比最靠近於框架之區域315a中之對應區塊更大。可在一或多個環或其部分中使區塊高度變化，因為補償軛之影響之技術不限於使任何特定區塊、任何組的區塊及/或任何特定尺寸變化。下文進一步詳細地闡述使區塊尺寸變化以補償軛影響之一項實例。根據某些實施例，取決於區塊定位於其中之永久磁鐵環而使區塊之高度變化。舉例而言，可使每一環中之區塊之高度變化使得每一永久磁鐵環具有一不同高度。發明人已瞭解，藉由如此做，可增加視域(亦即，MRI裝置可構形有一較大成像區域)。下文聯合圖5至圖7進一步詳細地闡述使永久磁鐵環之高度變化之一項實例。
根據某些實施例，用於軛220之部分(亦即，框架222及/或板224a、224b)之材料係鋼(舉例而言，一低碳鋼、矽鋼、鈷鋼等)。根據某些實施例，MRI系統之梯度線圈(圖2、圖3中未展示)配置成相對緊密接近於板224a、224b，從而在該等板中誘發渦電流。為了緩解，板224a、224b及/或框架222可由矽鋼構造，矽鋼通常比(舉例而言)低碳鋼更能抵抗渦電流產生。應瞭解，軛220可使用具有充分磁導率之任何鐵磁材料構造，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造，因為增加通量密度之技術不限於與任何特定類型之材料或材料之組合一起使用。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可由任何適合材料製成且可經定尺寸以提供所要磁通量捕獲，同時滿足其他設計約束(諸如重量、成本、磁性質等)。作為一實例，軛之框架(例如，框架222)可由不到0.2％碳之一低碳鋼或矽鋼形成，其中長橫樑具有大約38英吋之一長度、大約8英吋之一寬度及大約2英吋之一厚度(深度)，且短橫樑具有大約19英吋之一長度、大約8英吋之一寬度及大約2英吋之一厚度(深度)。板(例如，板224a及224b)可由不到0.2％碳之一低碳鋼或矽鋼形成且具有大約30英吋至35英吋(例如，大約32英吋)之一直徑。然而，上文所提供之尺寸及材料僅例示可用於捕獲由一電磁鐵產生之磁通量之一軛之一適合實施例。
應瞭解，圖2中所圖解說明之永久磁鐵可使用永久磁鐵區塊之任何數目及配置製造且不限於本文中所圖解說明之數目、配置、尺寸或材料。永久磁鐵之構形將至少部分地取決於B0 磁鐵之設計特性，包含但不限於，B0 磁鐵意欲在其中操作之MRI系統之所要場強度、視域、可攜性及/或成本。舉例而言，取決於所要場強度，永久磁鐵區塊可經定尺寸以產生自20 mT至0.1 T之範圍中之一磁場。然而，應瞭解，可藉由增加永久磁鐵之尺寸而產生其他低場強度(例如，低至大約0.2 T)，儘管此類增加亦將增加B0 磁鐵之大小、重量及成本。
在某些實施例中，可使不同象限中所使用之區塊之高度或深度變化以補償由於一不對稱軛導致之對B0 磁場之影響。舉例而言，在圖2中所圖解說明之構形中，框架222 (特定而言，支腿225a及225b)相對於永久磁鐵210a及210b之定位致使磁通量被吸引遠離接近框架之區域(例如，象限315a)，此減小此等區域中之通量密度。為了解決磁場中之所得非均勻性，可使受影響區域中之區塊之高度或深度變化(例如，增加)以產生額外磁通量以便補償由軛導致之磁通量密度之減小，藉此改良B0 磁鐵之視域內之B0 磁場之均質性。
發明人已瞭解，用於永久磁鐵區塊之配置、尺寸及材料可經選擇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系統之操作期間減小振動及聲雜訊。根據某些實施例，永久磁鐵區塊之設計經選擇以減少垂直於B0 場(亦即，平行於梯度線圈之平面)之磁場分量。根據某些實施例，永久磁鐵區塊之外環經設計以減少在操作期間導致MRI系統之視域外部之區中梯度線圈之振動之磁場分量，藉此減小在MRI系統之操作期間產生之振動及聲雜訊。
如本文中所闡述，在某些實施例中，一永久B0 磁鐵可由以下各項形成：一對永久磁鐵，其成一雙平面幾何形狀，使得在其間形成一成像區域；及一軛，其捕獲由該對永久磁鐵產生之電磁通量且引導其以增加成像區域內之磁通量密度。該對永久磁鐵中之每一者可包含多個同心永久磁鐵環。
在某些實施例中，永久磁鐵中之每一者上之永久磁鐵環之高度可係均勻的，其中每一永久磁鐵環具有與其他永久磁鐵環相同(或實質上相同)之高度。舉例而言，圖4A圖解說明包括複數個永久磁鐵環414a、414b、414c及414d之一永久B0 磁鐵400。如圖4B中所展示，永久環414a、414b、414c及414d之高度係相同的–永久磁鐵環414a至414d中之每一者具有相同高度「h」。由永久磁鐵環產生之通量可由軛420引導，軛420包含框架422a、藉由一間隙427分開之支撐件425a及425b以及永久環414a至414d附接至之板422b。在此說明性實例中，沿正交於與板422b平行之平面之一方向(在圖4B中所展示之軸線中由軸「Z」指示)量測永久磁鐵環之高度。
圖5圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之一永久B0 磁鐵及軛之一剖面側視圖，其中形成永久B0 磁鐵之永久磁鐵環之高度係變化的。不同於圖4B中之說明，圖5中所展示之永久B0 磁鐵500之永久磁鐵環具有不同各別高度。
具體而言，在圖5中所圖解說明之實施例中，永久B0 磁鐵500包含四個永久磁鐵環514a、514b、514c及514d。如圖5中所展示，永久磁鐵環514a具有一高度h3 ，永久磁鐵環514b具有一高度h2 ，永久磁鐵環514c具有一高度h1 ，且永久磁鐵環514d具有一高度h0 。在圖5中所圖解說明之例示性實施例中，永久磁鐵環之高度在中心處最小(例如，永久磁鐵環514d之高度h0 係最小的)，其中針對B0 磁鐵之每一徑向後續永久磁鐵環，高度增加。由永久磁鐵環產生之通量可由軛520引導，軛520包含框架522a、藉由一間隙527分開之支撐件525a及525b以及永久環514a至514d附接至之板522b。在此說明性實例中，沿正交於與板522b平行之平面之一方向(在圖4B中所展示之軸線中由軸「Z」指示)量測永久磁鐵環之高度。
如上文所闡述，高度h0、h1、h2及h3可彼此相差至少一臨限百分比，且舉例而言，可彼此相差至少1％、5％、10％、相差至少15％、相差至少20％、相差至少25％、相差至少50％或相差1％至100％之範圍中之任何其他適合量。舉例而言，如圖7A至圖7L中所展示，一永久磁鐵可包含分別具有22 mm、26 mm、30 mm及34 mm之高度之四個環。
在圖5之說明性實施例中，永久磁鐵環514a至514d中之每一者可由多個永久磁鐵區段組成。在某些實施例中，永久磁鐵環514a至514d中之一或多者(例如，所有)中之每一者可由圓弧永久磁鐵區段組成。在某些實施例中，永久磁鐵環514a至514d中之一或多者(例如，所有)中之每一者可由矩形永久磁鐵區塊組成。
儘管在圖5之說明性實施例中，環之高度隨每一環之半徑而增加，但應瞭解，可使用其他構形且可以不同方式使永久磁鐵環之高度變化，因為本文中所闡述之技術之態樣不限於此方面。舉例而言，在某些實施例中，環中之至少兩者可具有相同高度，而永久磁鐵環中之至少兩者可具有不同各別高度。此外，亦可使每一永久磁鐵環之寬度(參見，例如，圖5中標示之寬度w)變化以達成一所要場強度、均質性及/或視域之一B0 磁場。並且，儘管圖5中圖解說明四個永久磁鐵環，但一永久B0 磁鐵可具有任何其他適合數目個永久磁鐵環(例如，在2個環至15個環之範圍中之任一數目)，因為本文中所闡述之技術之態樣不限於此方面。
圖6A、圖6B及圖6C分別圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之一說明性永久B0 磁鐵600之一剖面側視圖、一俯視圖及一等軸視圖。如圖6B中所展示，永久磁鐵600包含圍繞一共同中心605同心之四個永久磁鐵環602、604、606及608。環602係最內永久磁鐵環。環604係第二靠近於共同中心之永久磁鐵環。環606係第三靠近於共同中心之永久磁鐵環。環608係最外永久磁鐵環。儘管永久磁鐵環602具有一中心孔，但在其他實施例中，永久磁鐵環602可由不具有一中心孔之一實心圓盤代替。
圖7A至圖7L更詳細地圖解說明永久磁鐵環602、604、606及608中之每一者。針對此等永久磁鐵環中之每一者提供實例性尺寸。應瞭解，此等尺寸係非限制性實例，因為永久磁鐵環可具有除圖7A至圖7L中所圖解說明之彼等外之尺寸。
圖7A、圖7B及圖7C分別圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例的圖6A至圖6C中所展示之四環永久B0 磁鐵之最內環602之一剖面側視圖、一俯視圖及一等軸視圖。如圖7B中所展示，永久磁鐵環602具有44.6 mm之一內徑及93.40 mm之一外徑，此意味著48.8 mm之一寬度。如圖7A中所展示，永久磁鐵環602具有22 mm之一高度。
圖7D、圖7E及圖7F分別圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例的圖6A至圖6C中所展示之四環永久B0 磁鐵600之永久磁鐵環604之一剖面側視圖、一俯視圖及一等軸視圖。如圖7E中所展示，永久磁鐵604具有144.6 mm之一內徑及190.2 mm之一外徑，此意味著45.6 mm之一寬度。如圖7D中所展示，永久磁鐵環604具有26 mm之一高度。
圖7G、圖7H及圖7I分別圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例的圖6A至圖6C中所展示之四環永久B0 磁鐵600之永久磁鐵環606之一剖面側視圖、一俯視圖及一等軸視圖。如圖7H中所展示，永久磁鐵606具有264.6 mm之一內徑及322.2 mm之一外徑，此意味著57.6 mm之一寬度。如圖7G中所展示，永久磁鐵環606具有30 mm之一高度。
圖7J、圖7K及圖7L分別圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例的圖6A至圖6C中所展示之四環永久B0 磁鐵600之永久磁鐵環608之一剖面側視圖、一俯視圖及一等軸視圖。如圖7J中所展示，永久磁鐵608具有466 mm之一內徑及582.6 mm之一外徑，此意味著116.6 mm之一寬度。如圖7L中所展示，永久磁鐵環608具有34 mm之一高度。
如可自圖6A至圖6C及圖7A至圖7L中所圖解說明之前述實例性實施例瞭解，在某些實施例中，一永久磁鐵之永久磁鐵環可各自具有一不同各別高度及寬度。然而，如先前所闡述，此並非一要求，因為在某些實施例中永久磁鐵環中之兩者或更多者可具有同一寬度及/或高度。
如本文中所闡述，在某些實施例中，一永久B0 磁鐵可由以下各項形成：一對永久磁鐵，其成一雙平面幾何形狀，使得在其間形成一成像區域；及一軛，其捕獲由該對永久磁鐵產生之電磁通量且引導其以增加成像區域內之磁通量密度。
發明人已認識到，在某些實施例中，在永久磁鐵之操作期間，軛可變得磁飽和。繼而，軛之磁飽和可致使其具有非均勻磁導率。作為一項說明性實例，參考圖2，由永久磁鐵在板224a及224b中誘發之磁飽和可導致板224a及224b具有非均勻磁導率。發明人已瞭解，由於梯度線圈與軛之間的相互作用，板之非均勻磁導率可導致MRI重建誤差。更具體而言，梯度線圈之操作在軛中產生磁場。軛之非均勻磁導率進一步導致一時間相依均勻磁場(其存在或缺失取決於梯度線圈操作)至由軛及永久磁鐵建立之B0 場之疊置，此導致重建誤差。
因此，發明人已開發用於補償軛中之磁飽和藉此減小軛中之磁導率之非均勻性之各種技術。在某些實施例中，可將鐵磁材料添加至軛以補償其磁飽和。舉例而言，在某些實施例中，可將額外鐵磁材料(例如，一或多個鋼板)附接至軛及/或可將軛製造為包含額外鐵磁材料。作為另一實例，在某些實施例中，可自軛移除鐵磁材料以補償磁飽和。作為一項說明性實例，參考圖2，在某些實施例中，可藉由在板中鑽一或多個孔及/或藉由使其厚度變化(舉例而言，藉由將板朝向其外邊緣及/或在遠離框架臂223a及223b耦合至板之處的區域中薄化)而自板224a及224b移除鐵磁材料。
因此，某些實施例包含一種用於提供一MRI系統之一B0 磁場之設備。該設備具有：一第一B0 磁鐵，其經構形以產生一第一磁場以貢獻於B0 磁場；一第二B0 磁鐵，其經構形以產生一第二磁場以貢獻於B0 磁場且相對於第一B0 磁鐵配置使得在第一與第二B0 磁鐵之間提供一成像區域。該設備進一步包含一軛，該軛經構形以捕獲且引導由第一及第二B0 磁鐵產生之至少某些磁通量以增加成像區域內之磁通量密度。軛包含：(1)一第一板，其包括鐵磁材料且耦合至該至少一個第一B0 磁鐵；(2)一第二板，其包括鐵磁材料且耦合至該至少一個第二B0 磁鐵；(3)一框架(例如，具有第一及第二板分別附接至之第一及第二臂之一實質上C形框架)，其包括鐵磁材料且耦合至第一板及第二板；(4)第一額外鐵磁材料，其耦合至第一板以補償在第一板中誘發之磁飽和；及(5)第二額外鐵磁材料，其耦合至第二板以補償在第二板中誘發之磁飽和。在某些實施例中，軛之一或多個部分可由低碳鋼、鈷鋼(CoFe)及/或矽鋼製成。
在某些實施例中，第一額外鐵磁材料可與第一板分開製造且隨後附接(例如，用螺栓聯接)至第一板。舉例而言，第一額外鐵磁材料可在背對第二板的第一板之一側上附接至第一板。在其他實施例中，第一板可與額外鐵磁材料結合地製造使得其包含額外鐵磁材料。在又一些實施例中，第一額外鐵磁材料可係軛之部分(例如，軛框架)及/或附接至軛之任何適合部分以便補償第一板之磁飽和。
在某些實施例中，類似於第一額外鐵磁材料，第二額外鐵磁材料可與第二板分開製造且隨後附接(例如，用螺栓聯接)至第二板。舉例而言，第二額外鐵磁材料可在背對第一板的第二板之一側上附接至第二板。在其他實施例中，第二板可與額外鐵磁材料結合地製造使得其包含額外鐵磁材料。在又一些實施例中，第二額外鐵磁材料可係軛之部分(例如，軛框架)及/或附接至軛之任何適合部分以便補償第二板之磁飽和。
在某些實施例中，第一板之非均勻磁導率意味著第一板包含具有一第一微分磁導率之一第一區域(例如，第一板附接至軛之框架之一臂之處的區域)及具有低於第一微分磁導率之一第二微分磁導率之一第二區域。在某些此類實施例中，第一額外鐵磁材料可添加為接近第一區域以補償第一與第二區域之間的微分磁導率差異。
在某些實施例中，第一額外鐵磁材料包括一或多個鐵磁板。鐵磁板可接近第一板經附接至之第一臂部分。舉例而言，第一及第二額外鐵磁材料可包含接近第一臂部分之兩個板，其中第一臂部分係安置於兩個板之間(例如，如圖8A之說明性實施例中關於板830a及830b以及第一臂823a所展示，此在下文進一步闡述)。
在某些實施例中，第一及第二板中之每一者係實質上圓形的，且額外鐵磁材料板具有一實質上圓形邊緣。舉例而言，如圖8A中所展示，額外鐵磁材料板可係實質上截頭圓形扇區。
在某些實施例中，第一及第二B0 磁鐵貢獻於MRI系統之B0 磁場，B0 磁場具有小於或等於大約0.2 T且大於或等於大約0.1 T之一場強度。在某些實施例中，第一及第二B0 磁鐵貢獻於MRI系統之B0 磁場，B0 磁場具有小於或等於大約0.1 T且大於或等於大約50 mT之一場強度。在某些實施例中，第一及第二B0 磁鐵貢獻於MRI系統之B0 磁場，B0 磁場具有一更小場強度。
在某些實施例中，第一及第二B0 磁鐵可係本文中所闡述之任何適合類型之磁鐵。舉例而言，在某些實施例中，第一B0 磁鐵可係一永久磁鐵且可包含圍繞一共同中心同心之多個永久磁鐵環。在某些實施例中，永久磁鐵環可具有變化寬度及/或高度。
在某些實施例中，可藉由自軛移除鐵磁材料而非將鐵磁材料添加至軛來解決磁飽和。舉例而言，可藉由將孔引入至軛中來移除鐵磁材料。因此，某些實施例包含一種提供一MRI系統之一B0 磁場之設備，且該設備包含：一第一B0 磁鐵，其經構形以產生一第一磁場以貢獻於B0 磁場；及一第二B0 磁鐵，其經構形以產生一第二磁場以貢獻於B0 磁場且相對於第一B0 磁鐵配置使得在第一與第二B0 磁鐵之間提供一成像區域。該設備進一步包含一軛，該軛經構形以捕獲且引導由第一及第二B0 磁鐵產生之至少某些磁通量以增加成像區域內之磁通量密度。該軛包含：(1)一第一板，其包括鐵磁材料且經耦合至該至少一個第一B0 磁鐵及一第一組的一或多個孔(例如，圓形孔或其他開口)，以補償在第一板中誘發的磁飽和；(2)一第二板，其包括鐵磁材料且經耦合至該至少一個第二B0 磁鐵及一第二組的一或多個孔，以補償在第二板中誘發的磁飽和；及(3)一框架，其包括鐵磁材料且經耦合至第一板及第二板。第一及第二組孔分別使第一及第二板中之磁導率相對於在不具有該等孔之情況下第一及第二板中將存在的磁導率實質上更對稱。
作為另一實例，可藉由將軛之一或多個部分(例如，軛中之一或多個板)薄化而移除鐵磁材料。因此，某些實施例包含一種提供一MRI系統之一B0 磁場之設備，且該設備包含：一第一B0 磁鐵，其經構形以產生一第一磁場以貢獻於B0 磁場；及一第二B0 磁鐵，其經構形以產生一第二磁場以貢獻於B0 磁場且相對於第一B0 磁鐵配置使得在第一與第二B0 磁鐵之間提供一成像區域。該設備進一步包含一軛，該軛經構形以捕獲且引導由第一及第二B0 磁鐵產生之至少某些磁通量以增加成像區域內之磁通量密度。該軛包含：(1)一第一板，其包括鐵磁材料且耦合至該至少一個第一B0 磁鐵，其中第一板具有一變化厚度以補償在第一板中誘發之磁飽和；(2)一第二板，其包括鐵磁材料且耦合至該至少一個第二B0 磁鐵，其中第二板具有一變化厚度以補償在第二板中誘發之磁飽和；及(3)一框架，其包括鐵磁材料且耦合至第一板及第二板。
圖8A圖解說明根據某些實施例之一永久B0 磁鐵800。特定而言，B0 磁鐵800由以下各項形成：永久磁鐵810a及810b，其配置成一雙平面幾何形狀；及一軛820，其捕獲由永久磁鐵810a及810b產生之電磁通量且將通量引導至相對永久磁鐵以增加其間之成像區域中之通量密度。永久磁鐵810a及810b中之每一者係由圍繞一共同中心同心之複數個永久磁鐵形成。特定而言，如圖8A中可見，永久磁鐵810b包括永久磁鐵環814a、814b、814c及814d。永久磁鐵810a可包括與永久磁鐵410b相同組的永久磁鐵元件。永久磁鐵環可具有變化高度及/或寬度。永久磁鐵可由本文中所闡述之材料中之任一者製成。
在圖8A中所圖解說明之實施例中，軛820包括一框架822以及板824a及824b。例示性框架822包括分別附接至板824a及824b之臂823a及823b以及為由永久磁鐵產生之通量提供磁返迴路徑之支撐件825a及825b。以類似於上文聯合軛820所闡述之方式之一方式，板824a及824b捕獲由永久磁鐵810a及810b產生之磁通量且經由軛820之磁返迴路徑將其引導至框架822以進行循環以便增加B0 磁鐵之視域中之通量密度。軛820可由任何所要鐵磁材料(舉例而言，低碳鋼、CoFe及/或矽鋼等)構造以提供軛之所要磁性質。根據某些實施例，板824a及824b (及/或框架822或其部分)可在梯度線圈可能最普遍地誘發渦電流之處的區中由矽鋼或類似物構造。
如圖8A中所展示，軛820進一步包含第一額外鐵磁材料，該第一額外鐵磁材料包含板830a及830b，耦合至第一板824a以補償第一板824a中之磁飽和。板830a及830b接近第一板824a附接至之第一臂部分823a；第一臂部分823a位於板830a與830b之間。軛820亦包含第二額外鐵磁材料，該第二額外鐵磁材料包含至少板830c，耦合至第二板824b以補償第二板824b中之磁飽和。如圖8A中所展示，板830a及830b係具有圓形邊緣之截頭圓形扇區。圖8B中展示板830a之一示意圖。然而，應瞭解，板830及830b之形狀可係任何其他適合形狀，因為本文中所闡述之技術之態樣不限於此方面。第一及第二鐵磁材料可包含低碳鋼、鈷鋼(CoFe)、矽鋼及/或任何其他類型之鐵磁材料。
在某些實施例中，額外鐵磁材料補償第一板824a及第二板824b中之磁飽和，此又減小板中之磁導率之非均質性。圖9A至圖9B圖解說明根據某些實施例之額外鐵磁材料對磁飽和及因此磁導率之非均質性之影響。如圖9B中所展示，添加鐵磁板830a及830b相對於圖9A中所展示之磁導率之非均質性減小第一板824a附接至軛臂823a之處的區域周圍之磁導率非均質性。
儘管在圖8A中所圖解說明之實施例中，板830a及830b附接至第一板824a，但在其他實施例中，板830a及830b可係第一板824a之部分。在又一些實施例中，第一額外鐵磁材料可附接至第一臂823a或係第一臂823a之一部分。一般而言，第一額外鐵磁材料可附接至軛820之任何適合部分及/或係其任何適合部分之部分，只要額外鐵磁材料補償第一板824a中之磁飽和即可。
如本文中所闡述，發明人已開發可部署於事實上任何環境中且可被攜帶給將經歷一成像程序之病人之低電力、可攜式低場MRI系統。以此方式，急診室、加護病房、手術室及許多其他位置中之病人可在MRI習用地不可用之情境中受益於MRI。下文進一步詳細地闡述促成可攜式MRI之態樣。
圖10圖解說明根據某些實施例之一低電力、可攜式低場MRI系統。可攜式MRI系統1000包括一B0 磁鐵1005，其包含藉由一鐵磁軛1020彼此磁性地耦合之至少一個第一永久磁鐵1010a及至少一個第二永久磁鐵1010b，鐵磁軛1020經構形以捕獲且輸送磁通量以增加MRI系統之成像區域(視域)內之磁通量密度。永久磁鐵1010a及1010b可使用包含本文中所闡述之技術中之任一者(例如，使用聯合圖2中所圖解說明之B0 磁鐵200闡述且在其隨附說明中闡述之技術、設計及/或材料中之任一者)之任何適合技術來構造。軛1020亦可使用本文中所闡述之技術中之任一者(例如，使用聯合圖2中所圖解說明之軛220闡述且在其隨附說明中闡述之技術、設計及/或材料中之任一者)來構造。應瞭解，在某些實施例中，B0 磁鐵1005可使用電磁鐵形成。B0 磁鐵1005可連同一或多個其他磁組件(諸如系統之梯度線圈(例如，x梯度、y梯度及z梯度線圈)及/或任何勻場組件(例如，勻場線圈或永久磁勻場件)、B0 校正線圈等)一起包封或封圍於一外殼1012中。
B0磁鐵1005可藉由一定位機構1090 (諸如一測角台)耦合至或者以其他方式附接或安裝至基座1050，使得B0 磁鐵可傾斜(例如，圍繞其質量中心旋轉)以提供用以在需要時容納一病人之解剖結構之一斜坡。在圖10中，B0 磁鐵展示為水平的，不具有一斜坡。定位機構1090可固定至經配置以支撐B0 磁鐵1005之重量的基座1050之一或多個負載支承結構。
除提供用於支撐B0 磁鐵之負載支承結構外，基座1050亦包含經構形以裝納操作可攜式MRI系統1000所需之電子裝置1070之一內部空間。舉例而言，基座1050可裝納電力組件以操作梯度線圈(例如，X、Y及Z)及RF傳輸/接收線圈。發明人已開發一般低電力、低雜訊及低成本梯度放大器，該放大器經組態以適合地為低場型態中之梯度線圈供電，經設計為相對低成本，且經構造以用於安裝於可攜式MRI系統之基座內(亦即，替代像習用做法一樣靜態地擱置於一固定設施之一單獨室中)。根據某些實施例，用於為一MRI系統之梯度線圈供電之電力電子裝置在系統閒置時消耗不到50 W且在MRI系統正操作時(亦即，在影像獲取期間)消耗100 W至300 W之間。基座1050亦可裝納RF線圈放大器(亦即，用以操作系統之傳輸/接收線圈之功率放大器)、電源供應器、控制台、電力分配單元及操作MRI系統所需之其他電子裝置，下文闡述其進一步細節。
根據某些實施例，操作可攜式MRI系統1000所需之電子裝置1070在某些實施例中消耗不到1 kW電力，不到750 W電力，且在某些實施例中，不到500 W電力(例如，利用一永久B0 磁鐵解決方案之MRI系統)。下文進一步詳細地闡述用於促進一MRI裝置之低電力操作之技術。然而，亦可利用消耗較大電力之系統，因為態樣不限於此方面。圖10中所圖解說明之例示性可攜式MRI系統1000可經由一單個電力連接1075供電，電力連接1075經組態以連接至一幹線電源，諸如提供單相電力之一插座(例如，一標準或大型器具插座)。因此，可攜式MRI系統可插入至一單個可用電力插座中且自其操作，從而消除對一專用電源之需要(例如，消除對一專用三相電源之需要以及消除對用以將三相電力轉換為單相電力以分配至MRI系統之對應組件之其他電力轉換電子裝置之需要)且增加MRI系統及其中可使用可攜式MRI系統之情境及位置之可用性。
圖10中所圖解說明之可攜式MRI系統1000亦包括允許將可攜式MRI系統運輸至不同位置之一運送機構1080。運送機構可包括經構形以促進將可攜式MRI系統移動(舉例而言)至需要MRI之一位置之一或多個組件。根據某些實施例，運送機構包括耦合至驅動輪1084之一馬達1086。以此方式，運送機構1080在將MRI系統1000運輸至所要位置時提供電動輔助。運送機構1080亦可包含複數個腳輪1082以幫助支撐及穩定性以及促進運輸。
根據某些實施例，運送機構1080包含使用一控制器(例如，一操縱桿或可由一人操縱之其他控制器)控制以在運輸至所要位置期間導引可攜式MRI系統之電動輔助。根據某些實施例，運送機構包括經組態以偵測何時將力施加至MRI系統且作為回應嚙合運送機構以沿所偵測力之方向提供電動輔助之電力輔助構件。舉例而言，圖10中所圖解說明之基座1050之導軌1055可經組態以偵測何時將力施加至導軌(例如，藉由工作人員在導軌上推動)且嚙合運送機構以沿所施加力之方向提供電動輔助以驅動輪。因此，一使用者可在對使用者所施加之力之方向做出回應之運送機構之幫助下導引可攜式MRI系統。電力輔助機構亦可提供針對碰撞之一安全機構。特定而言，亦可偵測與另一物件(例如，一牆壁、床或其他結構)之接觸力，且運送機構將以遠離物件之一電動運動回應相應地做出反應。根據某些實施例，可消除電動輔助，且可藉由使工作人員使用人力將系統移動至所要位置而運輸可攜式MRI系統。
可攜式MRI系統1000包含為系統之成像區域提供電磁屏蔽之滑塊1060。滑塊1060可係透明的或半透明的，以保留MRI系統之開放感覺以幫助在於一封閉膛孔內執行之習用MRI期間可經歷幽閉恐怖症之病人。滑塊1060亦可經穿孔以允許空氣流增加開放感覺及/或耗散在操作期間由MRI系統產生之聲雜訊。滑塊可具有併入於其中以阻擋電磁雜訊到達成像區域之屏蔽件1065。根據某些實施例，滑塊1060亦可由為成像區域提供屏蔽件1065且促成系統之一開放感覺之一導電網形成。因此，滑塊1060可提供電磁屏蔽件，該電磁屏蔽件可移動以允許一病人定位於系統內，從而一旦在一病人定位之情況下或在獲取期間准許由工作人員進行調整，及/或使得一外科醫生能夠接達病人等。因此，可移動屏蔽件促成允許可攜式MRI系統不僅用於無屏蔽室中而且使得能夠執行以其他方式不可用之程序之靈活性。
根據某些實施例，一可攜式MRI系統不包含滑塊，從而提供一實質上開放成像區域，促進將一病人較容易地放置於系統內，減小幽閉恐怖症之感覺及/或改良對定位於MRI系統內之病人之接達(例如，允許一醫師或外科醫生在不需要將病人自系統移除之情況下在一成像程序之前、期間或之後接達病人)。發明人已開發促進以不同電磁屏蔽位準執行MRI (包含無或實質上無成像區域之屏蔽，包含經調適以抑制環境中之電磁雜訊之一雜訊抑制系統)之技術。根據某些實施例，可攜式MRI系統1000可配備有一雜訊降低系統，該雜訊降低系統使用本文中所闡述之雜訊抑制及/或避免技術中之一或多者來(舉例而言)與可攜式MRI系統1000之一給定屏蔽配置之屏蔽組態相呼應地動態地調適雜訊抑制/消除回應。因此，可攜式低場MRI系統1000可運輸至病人及/或一所要位置且在專門屏蔽室(例如，在一急診室、手術室、NICU、全科醫生之辦公室、診所中)外操作及/或在無論病人位於何處之情況下被直接攜帶至病人之床邊，從而允許在需要之時間及地點執行MRI。
圖11A至圖11F圖解說明構造一可攜式MRI系統1100之若干個例示性步驟。在圖11A中，包括上部永久磁鐵1110a、下部永久磁鐵1110b及軛1120之一B0 磁鐵1110安裝於一基座1150之頂部上，基座1150之一部分圖解說明於圖11A中(完整基座1150圖解說明於圖11F中)。上部永久磁鐵1110a及下部永久磁鐵1110b由永久磁鐵區塊之複數個同心環(舉例而言，類似於聯合圖2至圖3所闡述之永久磁鐵環)形成，儘管可使用永久磁鐵環之任何構形。B0 磁鐵1110及軛1120可(舉例而言)使用上文聯合圖2至圖7所闡述之技術及材料構造為相對輕重量，使得完成之可攜式MRI系統1100 (如圖11F中所展示)之總重量重不到1500磅，且較佳地不到1000磅。因此，可由工作人員在具有或不具有馬達輔助能力之情況下將可攜式MRI系統1100運輸至不同位置，下文進一步詳細地闡述其實例。
B0 磁鐵1110可經構形以產生極低場強度型態(例如，小於或等於大約0.1 T)中之一B0 磁場。舉例而言，可攜式MRI系統1100可經組態以在大約64 mT之一磁場強度下操作，儘管可使用任何低場強度。極低場型態中之B0 磁場強度促成保持靠近於可攜式MRI系統之一5高斯(Gauss)線(例如，在其外來自B0 磁鐵之邊緣磁場係5高斯或更小之周界)。舉例而言，根據某些實施例，5高斯線具有不到七英尺且較佳地不到5英尺且甚至更佳地不到4英尺之一最大尺寸。
如圖11A中所展示，經構形以改良由B0 磁鐵1110產生之B0 磁場之分佈之永久磁鐵勻場件1130設置於永久磁鐵環中之一或多者之頂部上。如上文所論述，用於解決低場型態之相對低SNR特性之一項例示性技術係改良B0 磁鐵之B0 場之均質性。一般而言，一B0 磁鐵需要某一勻場位準來產生具有令人滿意地供在MRI中使用之一分佈之一B0 磁場(例如，處於所要場強度及/或均質性之一B0 磁場)。特定而言，製作因素(諸如設計、製造公差、不精確製作製程、環境等)導致在裝配/製造之後產生具有不令人滿意之分佈之一B0 場之場變化。舉例而言，在製作之後，上文所闡述之例示性B0 磁鐵200及/或300可產生具有一不令人滿意之分佈之一B0 場(例如，B0 場中不適於成像之非均質性)，該分佈需要經改良或以其他方式校正(通常藉由勻場)以產生臨床有用影像。
勻場係指用於調整、校正及/或改良一磁場(通常係一磁共振成像裝置之B0 磁場)之各種技術中之任一者。類似地，一勻場件係指執行勻場(例如，藉由產生一磁場)之某物(例如，一物件、組件、裝置、系統或其組合)。用於促進MRI之一B0 磁鐵之更高效及/或更具成本效益之勻場之技術闡述於標題為「用於磁場勻場之方法及設備(Methods and Apparatus for Magnetic Field Shimming)」且於2017年3月22日提出申請之美國申請公開案第US 2017/0276749號中，該申請公開案以其全文引用之方式併入本文中。
舉例而言，可使用‘500申請案中所闡述之勻場技術中之任一者提供例示性永久磁鐵勻場件1130a、1130b、1130c及1130d。特定而言，永久磁鐵勻場件1130a至1130d之構形或圖案(例如，形狀及大小)可藉由計算一磁場校正且判定使永久磁鐵勻場件至少部分地提供磁場校正之一磁圖案而判定。舉例而言，永久磁鐵勻場件1130a至1130d可補償由於不對稱軛1120導致之對B0 磁場之影響。舉例而言，永久磁鐵勻場件1130a至1130d之圖案可經判定以緩解及/或實質上消除由於軛1120之影響導致之B0 磁場中之非均勻性及/或更加補償由於(舉例而言)不完美製造製程及材料導致之B0 磁場中之其他非均勻性以改良B0 磁鐵之分佈(例如，強度及/或均質性)。應瞭解，在圖11A中所圖解說明之實施例中，永久磁鐵1110a亦具有在圖11A中所圖解說明之視圖中不可見之設置於其上之永久磁鐵勻場件。
圖11B及圖11C圖解說明用於可攜式MRI系統1100之梯度線圈之一振動座架。如圖11B中所圖解說明，振動座架1140包含定位於外永久磁鐵環上方且緊固至適當位置中之部分。特定而言，圓弧區段1142 (標示其例示性圓弧區段1142A及1142B)在外永久磁鐵環之外側上固定至框架，且對應圓弧區段1144 (標示其例示性圓弧區段1144A及1144B)在外永久磁鐵環之內側上固定至框架。板條1145 (標示其例示性板條1145A至1145D)緊固至圓弧區段1142及1144以形成梯度線圈安裝於上面之一振動座架，如圖11D中所圖解說明。如圖11C中所展示，額外圓弧區段1146及1148配置於內永久磁鐵環之間以促進將梯度線圈緊固至振動座架1140。圖11C圖解說明一完成之振動座架1140，完成之振動座架1140經構形使得梯度線圈(例如，在上面製作梯度線圈之一層壓面板)可緊固至B0 磁鐵之框架以提供梯度線圈與B0 磁鐵1110之永久磁鐵勻場件及環之間的間隔，且提供振動阻尼以減小在操作期間之聲雜訊及梯度線圈之振動。應瞭解，在圖11B至圖11C中所圖解說明之實施例中，一振動座架亦設置於在圖11B及圖11C中所圖解說明之視圖中不可見之上部永久磁鐵上。
圖11D圖解說明一層壓面板1128，層壓面板1128具有製作於其上緊固至振動座架1140之梯度線圈。舉例而言，層壓面板1128可具有經圖案化至層壓面板1128之一或多個層中之一或多個x梯度線圈、一或多個y梯度線圈及/或一或多個z梯度線圈。一或多個其他磁組件亦可製作於層壓面板1128上，諸如B0 磁鐵1110之一或多個勻場件或校正線圈。用於在層壓面板上製作磁組件之技術闡述於2017年1月10日發佈之標題為「低場磁共振成像方法及設備(Low-Field Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus)」之美國專利第9,541,616號(‘616專利)中，該專利以其全文引用之方式併入本文中。應瞭解，在圖11D中所圖解說明之實施例中，包括一或多個梯度線圈(例如，X、Y及Z方向之梯度線圈)之一層壓面板亦緊固至設置於在圖11D中所圖解說明之視圖中不可見之上部永久磁鐵上之振動座架以提供MRI所需之梯度磁場。
圖11E圖解說明固定於圖11D中所圖解說明之層壓面板1128上方之額外永久磁鐵勻場件1130’。永久磁鐵勻場件1130’可提供B0 磁鐵之精細勻場。特定而言，使用併入本文中之‘500申請案中所闡述之技術中之任一者，永久磁鐵勻場件1130’之磁圖案可藉由計算一磁場校正且判定永久磁鐵勻場件之一磁圖案以至少部分地提供磁場校正而判定。經圖案化永久磁鐵勻場件1130可固定至一基板1132，使得其可在層壓面板之頂部上固定至可攜式MRI系統(例如，使用‘500申請案中所闡述之用於圖案化之技術中之任一者)。以此方式，圖11A中所圖解說明之永久磁鐵勻場件1130可提供一粗略勻場，且永久磁鐵勻場件1130’可提供一較精細勻場以改良由B0 磁鐵1110產生之B0 磁場之分佈(例如，校正一B0 偏移及/或改良B0 磁場之均質性)。應瞭解，在圖11E中所圖解說明之實施例中，另一永久磁鐵勻場件可在圖11E中所展示之視圖中不可見之上部永久磁鐵上之層壓面板上方固定至框架以校正及/或改良由永久磁鐵1110產生之B0 磁場之分佈。所設置之勻場件(例如，永久磁鐵勻場件1130、1130’及/或連同梯度線圈一起製作於層壓面板上之勻場線圈)促成適合用於獲得臨床有用影像之一均質B0 磁場。
圖11F圖解說明具有圖11A至圖11E中所圖解說明之磁組件上方之外殼或外罩之可攜式MRI系統1100。特定而言，外殼1115A及1115B分別為B0 磁鐵之上部部分及下部部分之系統提供B0 永久磁鐵1110、永久磁鐵勻場件1130及1130’以及包括梯度線圈之層壓面板1128之罩。外殼1125為層壓面板1128提供一罩，且根據某些實施例，裝納前置放大器及控制系統之熱管理之一風扇控制器。可攜式MRI系統1100之磁組件由包括用於裝納可攜式MRI系統之電子組件之一外殼1102之基座1150支撐。可攜式MRI系統1100可經定大小以促進可攜式MRI系統1100之可操縱性，使得系統可被攜帶給病人。另外，可攜式低場MRI系統1100可由材料構造且經設計為輕重量，較佳地不到1,500磅且更佳地不到1,000磅。
使用本文中所闡述之技術，發明人已開發能夠被攜帶給病人、提供可負擔且可在需要之處廣泛部署之MRI之可攜式、低電力MRI系統。圖12A及圖12B圖解說明根據某些實施例之一可攜式MRI系統之視圖。可攜式MRI系統1200包括部分地由一上部磁鐵1210a及一下部磁鐵1210b形成之一B0 磁鐵1210，上部磁鐵1210a及下部磁鐵1210b具有耦合至其以增加成像區域內之通量密度之一軛1220。B0 磁鐵1210可連同梯度線圈1215 (例如，標題為「低場磁共振成像方法及設備」且在2015年9月4日提出申請之美國申請案第14/845652號中所闡述之梯度線圈中之任一者，該申請案以其全文引用之方式併入本文中)一起裝納於磁鐵外殼1212中。根據某些實施例，B0 磁鐵1210包括一電磁鐵。根據某些實施例，B0 磁鐵1210包括一永久磁鐵，舉例而言，與圖2中所圖解說明之永久磁鐵200類似或相同之一永久磁鐵。
可攜式MRI系統1200進一步包括裝納操作MRI系統所需之電子裝置之一基座1250。舉例而言，基座1250可裝納包含經組態以使用幹線電(例如，經由至一標準壁式插座及/或一大型器具插座之一連接)操作MRI系統之電力組件之電子裝置。舉例而言，基座1250可裝納低電力組件(諸如本文中所闡述之彼等低電力組件)，從而至少部分地使得自可容易獲得之壁式插座為可攜式MRI系統供電。因此，可攜式MRI系統1200可被攜帶給病人且插入至附近之一壁式插座中。
可攜式MRI系統1200進一步包括可打開及關閉並且以各種構形定位之可移動滑塊1260。滑塊1260包含電磁屏蔽件1265，電磁屏蔽件1265可由任何適合導電或磁性材料製成以形成一可移動屏蔽件以減弱可攜式MRI系統之操作環境中之電磁雜訊以便屏蔽成像區域以防受至少某些電磁雜訊影響。如本文中所使用，術語電磁屏蔽件係指經組態以減弱一所關注頻譜中之電磁場且經定位或經配置以屏蔽一所關注空間、物件及/或組件之導電或磁性材料。在一MRI系統之脈絡中，電磁屏蔽件可用於屏蔽MRI系統之電子組件(例如，電力組件、電纜等)，屏蔽MRI系統之成像區域(例如，視域)或兩者。
自電磁屏蔽達成之減弱程度取決於若干個因素，包含所使用之材料類型、材料厚度、期望或需要電磁屏蔽所針對之頻譜、電磁屏蔽件中之孔口之大小及形狀(例如，一導電網中之空間之大小、未屏蔽部分或屏蔽件中之間隙之大小等)及/或孔口相對於一入射電磁場之定向。因此，電磁屏蔽件通常係指用於減弱至少某些電磁輻射且經定位以藉由減弱至少某些電磁輻射而至少部分地屏蔽一給定空間、物件或組件之任何導電或磁性障壁。
應瞭解，期望屏蔽(一電磁場之減弱)所針對之頻譜可取決於被屏蔽之內容而不同。舉例而言，與用於MRI系統之成像區域之電磁屏蔽件相比，用於特定電子組件之電磁屏蔽件可經組態以減弱不同頻率。關於成像區域，所關注頻譜包含影響、作用於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，一MRI系統之成像區域之所關注頻譜對應於關於在一給定B0 磁場強度下接收系統經組態以偵測或能夠偵測之標稱操作頻率(亦即，拉莫爾(Larmor)頻率)之頻率。此頻譜在本文中稱為MRI系統之操作頻譜。因此，提供針對操作頻譜之屏蔽之電磁屏蔽件係指經配置或經定位以減弱至少在MRI系統之一成像區域之至少一部分之操作頻譜內之頻率的導電或磁性材料。
在所圖解說明之可攜式MRI系統1200中，可移動屏蔽件因此可經組態以提供不同配置中之屏蔽，該等不同配置可視需要經調整以容納一病人，提供對一病人之接達及/或根據一給定成像協定來調整。舉例而言，針對圖13中所圖解說明之成像程序(例如，一大腦掃描)，一旦病人經定位，滑塊1360便可關閉(舉例而言，使用把手1362)以提供成像區域周圍(容納病人之上部軀體之開口除外)之電磁屏蔽件1365。因此，可移動屏蔽件允許屏蔽件組態成適合用於成像程序之配置且促進病人在成像區域內適當地定位。
為了確保可移動屏蔽件提供屏蔽而無論滑塊所放置成的配置如何，電墊圈可經配置以提供沿著可移動屏蔽件之周邊之連續屏蔽。舉例而言，如圖12B中所展示，電墊圈1267a及1267b可設置於滑塊1260與磁鐵外殼之間的界面處以維持提供沿著此界面之連續屏蔽。根據某些實施例，電墊圈係鈹指形件或鈹銅指形件或類似物(例如，鋁墊圈)，其在滑塊1260移動至成像區域周圍之所要位置期間及之後維持屏蔽件1265之間的電連接及接地。根據某些實施例，電墊圈1267c設置於滑塊1260之間的界面處，使得在成其中滑塊被放在一起之配置中在滑塊之間提供連續屏蔽。因此，可移動滑塊1260可提供可攜式MRI系統之可組態屏蔽。
圖12C圖解說明根據某些實施例之一可攜式MRI系統之另一實例。可攜式MRI系統1300可在許多方面類似於圖2、圖12A及圖12B中所圖解說明之可攜式MRI系統。然而，滑塊1360係以不同方式構造，屏蔽件1365亦如此，從而導致較容易製造且製造起來較不昂貴之電磁屏蔽件。如上文所闡述，一雜訊降低系統可用於允許在無屏蔽室及在圍繞系統本身上之成像區域具有不同程度之屏蔽(包含針對成像區域無或實質上無裝置層級電磁屏蔽件)之情況下操作一可攜式MRI系統。由發明人開發之例示性屏蔽設計及雜訊降低技術闡述於2018年1月24日提出申請且標題為「可攜式磁共振成像方法及設備(Portable Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus)」之美國專利申請公開案第2018/0168527號中，該專利申請公開案以全文引用之方式併入本文中。
為了方便運輸，一電動組件1280經提供以允許(舉例而言)使用一控制件(諸如一操縱桿或者設置於MRI系統上或遠系統MRI系統之其他控制機構)在不同位置間驅動可攜式MRI系統。以此方式，可攜式MRI系統1200可運輸至病人且調動至床邊以執行成像，如圖13中所圖解說明。如上文所闡述，圖13圖解說明已運輸至一病人之床邊以執行一大腦掃描之一可攜式MRI系統1300。
因此，已闡述本發明中所陳述之技術之數項態樣及實施例，應瞭解，熟習此項技術者將容易地想到各種更改、修改及改良。此等更改、修改及改良意欲在本文中所闡述之技術之精神及範疇內。舉例而言，熟習此項技術者將容易地想像用於執行本文中所闡述之功能及/或獲得本文中所闡述之結果及/或本文中所闡述之優點中之一或多者之各種其他構件及/或結構，且此等變化及/或修改中之每一者皆被認為在本文中所闡述之實施例之範疇內。熟習此項技術者將僅使用常規實驗即可認識或能夠確定本文中所闡述之特定實施例之許多等效內容。因此，應理解前述實施例僅係以舉例方式呈現且在隨附申請專利範圍及其等效內容之範疇內，可不同於所具體闡述以其他方式來實踐發明性實施例。另外，若本文中所闡述之兩個或更多個特徵、系統、物品、材料、套組及/或方法不相互矛盾，則此等特徵、系統、物品、材料、套組及/或方法之任一組合包含於本發明之範疇內。
本文中所定義及使用之所有定義應理解為控制在辭典定義、以引用之方式併入之文件中之定義及/或所定義術語之普遍意義以內。
除非明確指示為相反，否則如本文中在說明書及在申請專利範圍中使用之不定冠詞「一(a及an)」應理解為意指「至少一個」。
如本文中在說明書及申請專利範圍中所使用之片語「及/或」應理解為意指如此結合之元件中之「任一者或兩者」，亦即，在某些情形下以結合方式存在且在其他情形下以分離方式存在之元件。以「及/或」列示之多個元件應視為呈相同方式，亦即，如此結合之元件中之「一或多者」。可視情況存在除由「及/或」從句具體識別之元件以外的其他元件，無論與具體識別之彼等元件相關還是不相關。因此，作為一非限制性實例，當結合諸如「包括(comprising)」等開放式語言使用時，對「A及/或B」之一提及在一項實施例中可係指僅A (視情況包含除B以外之元件)；在另一實施例中，係指僅B (視情況包含除A以外之元件)；在再一實施例中，係指A及B兩者(視情況包含其他元件)；等等。
如本文中在說明書中及在申請專利範圍中所使用，關於一或多個要素之一清單之片語「至少一個」應理解為意指至少一個選自要素清單中之要素中之任一或多個要素之要素，但未必包含要素清單內具體列出之各自及每一要素中之至少一者，且不排除要素清單中要素之任何組合。此定義亦允許可視情況存在除片語「至少一個」所指之要素清單內具體識別之要素之外的要素，無論與具體識別之彼等要素相關還是不相關。因此，作為一非限制性實例，在一項實施例中，「A及B中之至少一者」(或等效地，「A或B中之至少一者」，或等效地，「A及/或B中之至少一者」)可係指至少一個(視情況包含多於一個) A，而不存在B(且視情況包含除B以外之元件)；在另一實施例中，係指至少一個(視情況包含多於一個) B，而不存在A (且視情況包含除A以外之元件)；在又一實施例中，係指至少一個(視情況包含多於一個) A及至少一個(視情況包含多於一個) B (且視情況包含其他元件)；等等。
此外，本文中所使用之片語及術語係出於說明目的且不應視為具限制性。本文中使用「包含(including)」、「包括(comprising)」或「具有(having)」、「含有(containing)」、「涉及(involving)」及其變化形式意指涵蓋其後所列示之項目及其等效物以及額外項目。
在申請專利範圍以及在上文說明書中，所有過渡性片語(諸如「包括」、「包含」、「攜載(carrying)」、「具有」、「含有」、「涉及」、「固持(holding)」、「由…構成(composed of)」及諸如此類)應理解為係開放式，亦即，意指包括但不限於。僅過渡性片語「由…組成」及「基本上由…組成」應分別係封閉或半封閉式過渡性片語。
22‧‧‧箭頭 100‧‧‧磁共振成像系統/系統/低場磁共振成像系統 104‧‧‧計算裝置 106‧‧‧控制器 108‧‧‧脈衝序列儲存裝置 110‧‧‧電力管理系統 112‧‧‧電源供應器 114‧‧‧電力組件 116‧‧‧傳輸/接收切換器 118‧‧‧熱管理組件 120‧‧‧磁組件 122‧‧‧B0磁鐵/磁鐵 124‧‧‧勻場線圈 126‧‧‧射頻傳輸與接收線圈/線圈 128‧‧‧梯度線圈 200‧‧‧B0磁鐵/永久磁鐵 210a‧‧‧永久磁鐵 210b‧‧‧永久磁鐵 214a‧‧‧永久磁鐵 214b‧‧‧永久磁鐵 214c‧‧‧永久磁鐵 214d‧‧‧永久磁盤 220‧‧‧軛 222‧‧‧框架 223a‧‧‧臂/框架臂 223b‧‧‧臂/框架臂 224a‧‧‧板 224b‧‧‧板 225a‧‧‧支撐件/支腿 225b‧‧‧支撐件/支腿 227‧‧‧間隙 300‧‧‧B0磁鐵 310a‧‧‧同心環 310b‧‧‧同心環 310c‧‧‧同心環 310d‧‧‧鐵磁盤 315a‧‧‧區域 315b‧‧‧區域 315c‧‧‧區域 315d‧‧‧區域 400‧‧‧永久B0磁鐵 414a‧‧‧永久磁鐵環/永久環 414b‧‧‧永久磁鐵環/永久環 414c‧‧‧永久磁鐵環/永久環 414d‧‧‧永久磁鐵環/永久環 420‧‧‧軛 422a‧‧‧框架 422b‧‧‧板 425a‧‧‧支撐件 425b‧‧‧支撐件 427‧‧‧間隙 500‧‧‧永久B0磁鐵 514a‧‧‧永久磁鐵環/永久環 514b‧‧‧永久磁鐵環/永久環 514c‧‧‧永久磁鐵環/永久環 514d‧‧‧永久磁鐵環/永久環 520‧‧‧軛 522a‧‧‧框架 522b‧‧‧板 525a‧‧‧支撐件 525b‧‧‧支撐件 527‧‧‧間隙 600‧‧‧永久B0磁鐵/永久磁鐵/四環永久B0磁鐵 602‧‧‧永久磁鐵環/環/最內環 604‧‧‧永久磁鐵環/環/永久磁鐵 605‧‧‧共同中心 606‧‧‧永久磁鐵環/環/永久磁鐵 608‧‧‧永久磁鐵環/環/永久磁鐵 800‧‧‧永久B0磁鐵/B0磁鐵 810a‧‧‧永久磁鐵 810b‧‧‧永久磁鐵 814a‧‧‧永久磁鐵環 814b‧‧‧永久磁鐵環 814c‧‧‧永久磁鐵環 814d‧‧‧永久磁鐵環 820‧‧‧軛 822‧‧‧框架 823a‧‧‧第一臂/臂/第一臂部分/軛臂 823b‧‧‧臂 824a‧‧‧板/第一板 824b‧‧‧板/第二板 825a‧‧‧支撐件 825b‧‧‧支撐件 830a‧‧‧板/鐵磁板 830b‧‧‧板/鐵磁板 830c‧‧‧板 1000‧‧‧可攜式磁共振成像系統/磁共振成像系統/可攜式低場磁共振成像系統 1005‧‧‧B0磁鐵 1010a‧‧‧第一永久磁鐵/永久磁鐵 1010b‧‧‧第二永久磁鐵/永久磁鐵 1012‧‧‧外殼 1020‧‧‧鐵磁軛/軛 1050‧‧‧基座 1055‧‧‧導軌 1060‧‧‧滑塊 1065‧‧‧屏蔽件 1070‧‧‧電子裝置 1075‧‧‧電力連接 1080‧‧‧運送機構 1082‧‧‧腳輪 1084‧‧‧驅動輪 1086‧‧‧馬達 1090‧‧‧定位機構 1100‧‧‧可攜式磁共振成像系統/可攜式低場磁共振成像系統 1102‧‧‧外殼 1110‧‧‧B0磁鐵/B0永久磁鐵/永久磁鐵 1110a‧‧‧上部永久磁鐵/永久磁鐵 1110b‧‧‧下部永久磁鐵 1115A‧‧‧外殼 1115B‧‧‧外殼 1120‧‧‧軛/不對稱軛 1125‧‧‧外殼 1128‧‧‧層壓面板 1130a‧‧‧永久磁鐵勻場件 1130b‧‧‧永久磁鐵勻場件 1130c‧‧‧永久磁鐵勻場件 1130d‧‧‧永久磁鐵勻場件 1130’‧‧‧額外永久磁鐵勻場件/永久磁鐵勻場件 1132‧‧‧基板 1140‧‧‧振動座架 1142A‧‧‧圓弧區段 1142B‧‧‧圓弧區段 1144A‧‧‧圓弧區段 1144B‧‧‧圓弧區段 1145‧‧‧板條 1145A‧‧‧板條 1145B‧‧‧板條 1145D‧‧‧板條 1146‧‧‧額外圓弧區段 1148‧‧‧額外圓弧區段 1150‧‧‧基座 1200‧‧‧可攜式磁共振成像系統 1210‧‧‧B0磁鐵 1210a‧‧‧上部磁鐵 1210b‧‧‧下部磁鐵 1212‧‧‧磁鐵外殼 1215‧‧‧梯度線圈 1220‧‧‧軛 1250‧‧‧基座 1260‧‧‧可移動滑塊/滑塊 1265‧‧‧電磁屏蔽件/屏蔽件 1267a‧‧‧電墊圈 1267b‧‧‧電墊圈 1270‧‧‧電力連接 1280‧‧‧電動組件 1300‧‧‧可攜式磁共振成像系統 1360‧‧‧滑塊 1362‧‧‧把手 1365‧‧‧電磁屏蔽件 h‧‧‧高度 h0‧‧‧高度 h1‧‧‧高度 h2‧‧‧高度 h3‧‧‧高度 w‧‧‧寬度
將參考下圖闡述所揭示技術之各項態樣及實施例。應瞭解，各圖未必按比例繪製。
圖1圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之一磁共振成像系統之例示性組件。
圖2圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之一B0 磁鐵，該B0 磁鐵包括複數個同心永久磁鐵環，該等環中之每一者包括永久磁鐵區段。
圖3圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之永久磁鐵環之一例示性構形之一俯視圖，該等永久磁鐵環部分地形成圖2中所圖解說明之B0 磁鐵。
圖4A圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之具有複數個永久磁鐵環之一永久B0 磁鐵，該等永久磁鐵環具有均勻高度。
圖4B圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之一永久B0 磁鐵及軛之一剖面側視圖，該B0 磁鐵具有複數個永久磁鐵環，該等永久磁鐵環具有均勻高度。
圖5圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之一永久B0 磁鐵及軛之一剖面側視圖，其中形成永久B0 磁鐵之永久磁鐵環之高度係變化的。
圖6A至圖6C分別圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之一永久B0 磁鐵之一剖面側視圖、一俯視圖及一等軸視圖。
圖7A至圖7C分別圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例的圖6A至圖6C中所展示之四環永久B0 磁鐵之一最內環之一剖面側視圖、一俯視圖及一等軸視圖。
圖7D至圖7F分別圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例的圖6A至圖6C中所展示之四環永久B0 磁鐵之第二靠近於中心之一環之一剖面側視圖、一俯視圖及一等軸視圖。
圖7G至圖7I分別圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例的圖6A至圖6C中所展示之四環永久B0 磁鐵之第三靠近於中心之一環之一剖面側視圖、一俯視圖及一等軸視圖。
圖7J至圖7L分別圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例的圖6A至圖6C中所展示之四環永久B0 磁鐵之一最外環之一剖面側視圖、一俯視圖及一等軸視圖。
圖8A圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之具有各自具有各別複數個永久磁鐵環之第一及第二B0 磁鐵以及一軛之一設備，該軛具有第一及第二板以及分別用以補償第一及第二板中誘發之磁飽和之第一及第二額外鐵磁材料。
圖8B係根據本文中所闡述之技術之某些實施例之耦合至一板以補償該板中誘發之磁飽和之額外鐵磁材料之一示意圖。
圖9A至圖9B圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之額外鐵磁材料對磁飽和及因此磁導率之非均質性之影響。
圖10圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之一可攜式低場MRI系統。
圖11A圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之用於一可攜式MRI系統之一B0 磁鐵之永久磁鐵勻場件。
圖11B及圖11C圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之用於一可攜式MRI系統之梯度線圈之振動座架。
圖11D圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之包括緊固至圖11B及圖11C中所圖解說明之振動座架之梯度線圈之一層壓面板。
圖11E圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之用於一可攜式MRI系統之一B0 磁鐵之例示性勻場件。
圖11F圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之一可攜式MRI系統。
圖12A及圖12B圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之一可攜式MRI系統之視圖。
圖12C圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之一可攜式MRI系統之另一實例。
圖13圖解說明根據本文中所闡述之技術之某些實施例之執行頭部之一掃描之一可攜式MRI系統。
500‧‧‧永久B0磁鐵
514a‧‧‧永久磁鐵環/永久環
514b‧‧‧永久磁鐵環/永久環
514c‧‧‧永久磁鐵環/永久環
514d‧‧‧永久磁鐵環/永久環
520‧‧‧軛
522a‧‧‧框架
522b‧‧‧板
525a‧‧‧支撐件
525b‧‧‧支撐件
527‧‧‧間隙
h0‧‧‧高度
h1‧‧‧高度
h2‧‧‧高度
h3‧‧‧高度
w‧‧‧寬度

Claims (35)

  1. 一種用於提供一磁共振成像系統之一B0磁場之設備，該設備包括：至少一個第一B0磁鐵，其經構形以產生一第一磁場以貢獻於該磁共振成像系統之該B0磁場，該至少一個第一B0磁鐵包括第一複數個永久磁鐵環，至少一個第二B0磁鐵，其經構形以產生一第二磁場以貢獻於該磁共振成像系統之該B0磁場，該至少一個第二B0磁鐵包括第二複數個永久磁鐵環，以及一軛，其經構形以捕獲且引導由該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵產生之至少某些磁通量，以增加該成像區域內之磁通量密度，該軛包括：一第一板，其包括鐵磁材料且經耦合至該至少一個第一B0磁鐵；一第二板，其包括鐵磁材料且經耦合至該至少一個第二B0磁鐵；一框架，其包括鐵磁材料且經耦合至該第一板及該第二板；其中該第一複數個永久磁鐵環及該第一複數個永久磁鐵環的每一者包含三個同心環，該三個同心環的每一者包含一第一永久磁鐵環及一第二永久磁鐵環，其中該第一永久磁鐵環及該第二永久磁鐵環的每一者是由多個永久磁鐵區段形成的，其中該第一永久磁鐵環中的該等永久磁鐵區段的每一者具有一第一高度，其中該第二永久磁鐵環中的該等永久磁鐵區段的每一者具有不同於 該第一高度的一第二高度，以及其中該三個同心環中的相鄰同心環是彼此分開一間隙。
  2. 如請求項1之之設備，該設備包括：其中該第一複數個永久磁鐵環中之每一者具有一各別不同高度，其中該第二複數個永久磁鐵環中之每一者具有一各別不同高度，以及其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域，且其中該第一複數個永久磁鐵環之該等不同高度及該第二複數個永久磁鐵環之該等不同高度經選擇以獲得該成像區域中之一第一視域內之一第一磁場均質性位準，該第一磁場均質性位準小於在該第一複數個永久磁鐵環具有相等高度且該第二複數個永久磁鐵環具有相等高度之一配置之情況下將獲得之該第一視域中之一第二磁場均質性位準。
  3. 如請求項2之設備，其中該第一視域包含具有在17cm至23cm之一範圍中之一直徑之一球體，且該第一磁場均質性位準比該第二磁場均質性位準小至少二分之一。
  4. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域，以及其中該第一複數個永久磁鐵環之該等不同高度及該第二複數個永久磁鐵環之該等不同高度經選擇以在該成像區域中獲得具有一第一體積及一第一磁場均質性之一第一視域，且 其中該第一體積大於在該第一複數個永久磁鐵環之高度相等且該第二複數個永久磁鐵環之高度相等之情況下將獲得之具有該第一磁場均質性之一第二視域之一第二體積。
  5. 如請求項4之設備，其中該第一體積比該第二體積大至少10%。
  6. 如請求項1之設備，其中該第一複數個永久磁鐵環圍繞一共同中心係同心的。
  7. 如請求項6之設備，其中該第一複數個永久磁鐵環包括比一第二永久磁鐵環更靠近於該共同中心之一第一永久磁鐵環，且其中該第一永久磁鐵環中之永久磁鐵區段之一第一高度小於該第二永久磁鐵環中之永久磁鐵區段之一第二高度。
  8. 如請求項7之設備，其中該第一複數個永久磁鐵環包括比該第二永久磁鐵環距該共同中心更遠之一第三永久磁鐵環，且其中該第三永久磁鐵環中之永久磁鐵區段之一第三高度大於該第二永久磁鐵環中之該等永久磁鐵區段之該第二高度。
  9. 如請求項8之設備，其中該第一複數個永久磁鐵環包括比該第三永久磁鐵環距該共同中心更遠之一第四永久磁鐵環，且其中該第四永久磁鐵環中之永久磁鐵區段之一第四高度大於該第三永久磁鐵環中之永久磁鐵區段之該第三高度。
  10. 如請求項7之設備，其中該第一永久磁鐵環中之該等永久磁鐵區段包括圓弧區段。
  11. 如請求項7之設備，其中該第一永久磁鐵環中之該等永久磁鐵區段包括矩形區塊。
  12. 如請求項7之設備，其中該第一永久磁鐵環中之該等永久磁鐵區段包括梯形區塊。
  13. 如請求項6之設備，其中該第二複數個永久磁鐵環圍繞一共同中心係同心的。
  14. 如請求項13之設備，其中該第一複數個永久磁鐵環及該第二複數個永久磁鐵環具有相同數目個環，使得該第一複數個永久磁鐵環中之每一永久磁鐵環在該第二複數個永久磁鐵環中具有一對應永久磁鐵環，且其中每一對對應永久磁鐵環具有具同一高度之永久磁鐵區段。
  15. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵貢獻於該磁共振成像系統之該B0磁場，該B0磁場具有小於或等於大約0.2T且大於或等於大約0.1T之一場強度。
  16. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0 磁鐵貢獻於該磁共振成像系統之該B0磁場，該B0磁場具有小於或等於大約0.1T且大於或等於大約50mT之一場強度。
  17. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵貢獻於該磁共振成像系統之該B0磁場，該B0磁場具有小於或等於大約50mT且大於或等於大約20mT之一場強度。
  18. 如請求項1場之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：第一額外鐵磁材料，其經耦合至該第一板以補償在該第一板中誘發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其經耦合至該第二板以補償在該第二板中誘發之磁飽和；其中該第一額外鐵磁材料係該第一板之部分。
  19. 如請求項18之設備，其中該第一額外鐵磁材料係在背對該第二板之該第一板之一側上附接至該第一板。
  20. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：第一額外鐵磁材料，其經耦合至該第一板以補償在該第一板中誘 發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其經耦合至該第二板以補償在該第二板中誘發之磁飽和；其中該第一額外鐵磁材料經附接至該軛。
  21. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：第一額外鐵磁材料，其經耦合至該第一板以補償在該第一板中誘發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其經耦合至該第二板以補償在該第二板中誘發之磁飽和；其中該第二額外鐵磁材料係在背對該第一板之該第二板之一側上耦合至該第二板。
  22. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：第一額外鐵磁材料，其經耦合至該第一板以補償在該第一板中誘發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其經耦合至該第二板以補償在該第二板中誘發之磁飽和；其中該第一板包括具有一第一微分磁導率之一第一區域及具有低於 該第一微分磁導率之一第二微分磁導率之一第二區域，且其中該第一額外鐵磁材料經安置成接近該第一區域以補償該第一區域與該第二區域中之微分磁導率差異。
  23. 如請求項22之設備，其中該第一額外鐵磁材料包括至少一個鐵磁板。
  24. 如請求項23之設備，其中該框架包括一第一臂部分，該第一臂部分包括經耦合至該第一板之鐵磁材料，且其中該至少一個鐵磁板接近該第一臂部分。
  25. 如請求項24之設備，其中該至少一個鐵磁板包括接近於該第一臂部分之一第三板及接近於該第一臂部分之一第四板。
  26. 如請求項25之設備，其中該第一臂部分係安置於該第三板與該第四板之間且將該第三板與該第四板分開。
  27. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：第一額外鐵磁材料，其經耦合至該第一板以補償在該第一板中誘發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其經耦合至該第二板以補償在該第二板中誘 發之磁飽和；其中該第一板及該第二板中之每一者係實質上圓形的；其中該第一額外鐵磁材料包括具有一實質上圓形邊緣之一第三板。
  28. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：第一額外鐵磁材料，其經耦合至該第一板以補償在該第一板中誘發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其經耦合至該第二板以補償在該第二板中誘發之磁飽和；其中該第一板及該第二板中之每一者係實質上圓形的；其中該第一額外鐵磁材料包括實質上係一截頭圓形扇區之一第三板。
  29. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：第一額外鐵磁材料，其經耦合至該第一板以補償在該第一板中誘發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其經耦合至該第二板以補償在該第二板中誘發之磁飽和； 其中該框架係實質上C形的。
  30. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：第一額外鐵磁材料，其經耦合至該第一板以補償在該第一板中誘發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其經耦合至該第二板以補償在該第二板中誘發之磁飽和；其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵貢獻於該磁共振成像系統之該B0磁場，該B0磁場具有小於或等於大約0.2T且大於或等於大約0.1T之一場強度。
  31. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：第一額外鐵磁材料，其經耦合至該第一板以補償在該第一板中誘發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其經耦合至該第二板以補償在該第二板中誘發之磁飽和；其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵貢獻於該磁共振成像系統之該B0磁場，該B0磁場具有小於或等於大約0.1T且大於或等於大約50mT之一場強度。
  32. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：第一額外鐵磁材料，其經耦合至該第一板以補償在該第一板中誘發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其經耦合至該第二板以補償在該第二板中誘發之磁飽和；其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵貢獻於該磁共振成像系統之該B0磁場，該B0磁場具有小於或等於大約50mT且大於或等於大約20mT之一場強度。
  33. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：第一額外鐵磁材料，其經耦合至該第一板以補償在該第一板中誘發之磁飽和；及第二額外鐵磁材料，其經耦合至該第二板以補償在該第二板中誘發之磁飽和；其中該軛包括由低碳鋼、鈷鋼(CoFe)及/或矽鋼製成之至少一個部分。
  34. 如請求項1之設備，其中該至少一個第一B0磁鐵及該至少一個第二B0 磁鐵係相對於彼此配置，使得在其間提供一成像區域；及該軛進一步包括：一第一組的一或多個孔以補償在該第一板中誘發的磁飽和；一第二組的一或多個孔以補償在該第二板中誘發的磁飽和；其中相對於在該第一組之一或多個孔缺失的情況下該第一板中將存在的磁導率，該第一組之一或多個孔使該第一板中的磁導率實質上更對稱。
  35. 如請求項34之設備，其中該第一組之一或多個孔中的孔係圓形的。
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