便携式低场磁共振成像方法和设备与流程

磁共振成像(mri)为许多应用提供重要的成像模式，并且广泛用于临床和研究环境中以产生人体内部的图像。一般地，mri基于检测磁共振(mr)信号，mr信号是由原子响应于所施加的电磁场引起的状态变化而发出的电磁波。例如，核磁共振(nmr)技术涉及在被成像的对象中的原子(例如，人体组织中的原子)的核自旋的重新对准或弛豫时检测从受激原子的核发射的mr信号。可以处理检测到的mr信号以产生图像，该图像在医学应用的背景下使得能够研究内部结构和/或体内的生物过程以用于诊断、治疗和/或研究目的。

mri由于在没有其他模式的安全性考虑(例如，不需要使主体暴露于电离辐射例如x射线，或不需要将放射性物质引入身体)的情况下产生具有相对高分辨率和对比度的非侵入性图像的能力而为生物成像提供了吸引人的成像模式。另外，mri特别好地适合于提供软组织对比，可以利用软组织对比来对其他成像模式不能令人满意地成像的主题进行成像。此外，mr技术能够捕获关于其他模式不能获取的结构和/或生物过程的信息。然而，mri存在许多缺点：对于给定的成像应用，可能涉及设备的相对高的成本、有限的可用性和/或难以获得对临床mri扫描仪的访问和/或图像获取过程长。

临床mri的趋势是增加mri扫描仪的场强，以改善扫描时间、图像分辨率和图像对比度中的一个或更多个，这转而继续提高成本。绝大多数安装的mri扫描仪在1.5特斯拉(t)或3特斯拉(t)下操作，特斯拉(t)指的是主磁场b0的场强。临床mri扫描仪的粗略成本估计约为每特斯拉一百万美元，这还没有将操作这样的mri扫描仪所涉及的大量操作成本、服务成本和维护成本计算在内。

另外，常规的高场mri系统通常需要大的超导磁体和相关联的电子器件以生成对象(例如，患者)被成像的强均匀静磁场(b0)。这样的系统的大小是相当大的，其中典型的mri装置包括用于磁体、电子器件、热管理系统和控制台区域的多个房间。mri系统的大小和费用通常将其使用限制到具有足够的空间以及购买和维护mri系统的资源的机构，例如医院和学术研究中心。高场mri系统的高成本和大量空间需求导致mri扫描仪的可用性有限。照此，如下面进一步详细讨论的，经常存在mri扫描将是有益的临床情况，但是由于上面讨论的限制中的一个或更多个限制，mri扫描是不实际的或不可能的。

技术实现要素：

一些实施方式包括低场磁共振成像系统，该低场磁共振成像系统包括磁性系统，所述磁性系统具有多个磁性部件，所述多个磁性部件被配置成产生用于执行磁共振成像的磁场，所述磁性系统包括：b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的在小于.2特斯拉(t)的低场强下的b0场；多个梯度线圈，其被配置成：当被操作时，生成磁场以提供磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频线圈，其被配置成：当被操作时，将射频信号发送到磁共振成像系统的视场并对从视场发射的磁共振信号做出响应。低场磁共振系统还包括电力系统，所述电力系统包括：一个或更多个电力部件，其被配置成向磁性系统提供电力以操作磁共振成像系统以执行图像获取；以及电力连接器，其被配置成连接至单相插座以接收市电并将市电输送到电力系统以提供操作磁共振成像系统所需的电力。

一些实施方式包括低场磁共振成像系统，该低场磁共振成像系统包括磁性系统和电力系统，所述磁性系统具有多个磁性部件，所述多个磁性部件被配置成产生用于执行磁共振成像的磁场，所述磁性系统包括：b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的在小于.2特斯拉(t)的低场强下的b0场；多个梯度线圈，其被配置成：当被操作时，生成磁场以提供发射的磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频线圈，其被配置成：当被操作时，将射频信号发送到磁共振成像系统的视场并对从视场发射的磁共振信号做出响应。电力系统包括一个或更多个电力部件，所述一个或更多个电力部件被配置成向磁性系统提供电力以操作磁共振成像系统以执行图像获取，其中，电力系统在图像获取期间使用小于5千瓦的平均值来操作低场磁共振成像系统。

一些实施方式包括低场磁共振成像系统，该低场磁共振成像系统包括磁性系统，所述磁性系统具有多个磁性部件，所述多个磁性部件被配置成产生用于执行磁共振成像的磁场，所述磁性系统包括：b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的b0场；多个梯度线圈，其被配置成：当被操作时，生成磁场以提供发射的磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频线圈，其被配置成：当被操作时，将射频信号发送到磁共振成像系统的视场并对从视场发射的磁共振信号做出响应。低场磁共振成像系统还包括电力系统，所述电力系统包括一个或更多个电力部件，所述一个或更多个电力部件被配置成向磁性系统提供电力以操作磁共振成像系统以执行图像获取，其中，电力系统在图像获取期间使用小于1.6千瓦的平均值来操作低场磁共振成像系统。

一些实施方式包括便携式磁共振成像系统，该便携式磁共振成像系统包括磁性系统，所述磁性系统具有多个磁性部件，所述多个磁性部件被配置成产生用于执行磁共振成像的磁场，所述磁性系统包括：永b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的b0场；以及多个梯度线圈，其被配置成：当被操作时，生成磁场以提供发射的磁共振信号的空间编码。便携式磁共振成像系统还包括：电力系统，其包括一个或更多个电力部件，所述一个或更多个电力部件被配置成向磁性系统提供电力以操作磁共振成像系统以执行图像获取；以及基座，其支承磁性系统并容纳电力系统，基座包括至少一个运输机构，所述至少一个运输机构允许便携式磁共振成像系统被运送到不同位置。

一些实施方式包括便携式磁共振成像系统，该便携式磁共振成像系统包括磁性系统，所述磁性系统具有多个磁性部件，所述多个磁性部件被配置成产生用于执行磁共振成像的磁场，所述磁性系统包括：永b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的b0场；多个梯度线圈，其被配置成：当被操作时，生成磁场以提供发射的磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频发送线圈。便携式磁共振成像系统还包括：电力系统，其包括一个或更多个电力部件，所述一个或更多个电力部件被配置成向磁性系统提供电力以操作磁共振成像系统以执行图像获取；以及基座，其支承磁性系统并容纳电力系统，基座具有小于或等于约50英寸的最大水平尺寸。

一些实施方式包括便携式磁共振成像系统，该便携式磁共振成像系统包括磁性系统，所述磁性系统具有多个磁性部件，所述多个磁性部件被配置成产生用于执行磁共振成像的磁场，所述磁性系统包括：永b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的b0场；多个梯度线圈，其被配置成：当被操作时，生成磁场以提供发射的磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频发送线圈。便携式磁共振成像系统还包括：电力系统，其包括一个或更多个电力部件，所述一个或更多个电力部件被配置成向磁性系统提供电力以操作磁共振成像系统以执行图像获取；以及基座，其支承磁性系统并容纳电力系统，其中，便携式磁共振成像系统的重量小于1500磅。

一些实施方式包括低场磁共振成像系统，该低场磁共振成像系统包括磁性系统，所述磁性系统具有多个磁性部件，所述多个磁性部件被配置成产生用于执行磁共振成像的磁场，所述磁性系统包括：永b0磁体，其被配置成产生具有小于或等于约.1t的场强的b0场；以及多个梯度线圈，其被配置成：当被操作时，生成磁场以提供磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频线圈，其被配置成：当被操作时，将射频信号发送到磁共振成像系统的视场并对从视场发射的磁共振信号做出响应。低场磁共振成像系统还包括至少一个控制器，所述至少一个控制器被配置成根据预定脉冲序列操作磁性系统以获取至少一个图像。

一些实施方式包括低场磁共振成像系统，该低场磁共振成像系统包括磁性系统，所述磁性系统具有多个磁性部件，所述多个磁性部件被配置成产生用于执行磁共振成像的磁场，所述磁性系统包括：永b0磁体，其被配置成产生具有小于或等于约.1t的场强的b0场；以及多个梯度线圈，其被配置成：当被操作时，生成磁场以提供磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频线圈，其被配置成：当被操作时，将射频信号发送到磁共振成像系统的视场并对从视场发射的磁共振信号做出响应，其中，低场磁共振成像系统具有5高斯线，所述5高斯线具有小于或等于5英尺的最大尺寸。

一些实施方式包括磁共振成像系统，该磁共振成像系统包括：b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的b0场；以及定位构件，其耦接至b0磁体并且被配置成允许b0磁体手动地被旋转到多个位置，所述多个位置中的每个位置使b0磁体位于不同角度。

一些实施方式包括便携式磁共振成像系统，该便携式磁共振成像系统包括磁性系统，所述磁性系统具有多个磁性部件，所述多个磁性部件被配置成产生用于执行磁共振成像的磁场，所述磁性系统包括：b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的b0场；以及多个梯度线圈，其被配置成：当被操作时，生成磁场以提供发射的磁共振信号的空间编码。便携式磁共振成像系统还包括：电力系统，其包括一个或更多个电力部件，所述一个或更多个电力部件被配置成向磁性系统提供电力以操作磁共振成像系统以执行图像获取；基座，其支承磁性系统并容纳电力系统，基座包括至少一个运输机构，所述至少一个运输机构允许便携式磁共振成像系统被运送到期望位置；以及定位构件，其耦接至b0磁体并且被配置成允许b0磁体被旋转到期望的角度。

一些实施方式包括便携式磁共振成像系统，该便携式磁共振成像系统包括：b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的成像区域的b0场；壳体，其用于b0磁体；以及至少一个电磁屏蔽件，其可调节地耦接至壳体来以能够通过调节围绕成像区域的至少一个电磁屏蔽件来配置的量为成像区域提供电磁屏蔽。

一些实施方式包括便携式磁共振成像系统，该便携式磁共振成像系统包括：b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的成像区域的b0磁场；噪声降低系统，其被配置成检测和抑制便携式磁共振成像系统的操作环境中的至少一些电磁噪声；以及电磁屏蔽件，其被设置成减弱便携式磁共振成像系统的操作环境中的电磁噪声中的至少一些电磁噪声，电磁屏蔽件被布置成屏蔽便携式磁共振成像系统的成像区域的一部分。

一些实施方式包括便携式磁共振成像系统，该便携式磁共振成像系统包括：b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的成像区域的b0场；噪声降低系统，其被配置成检测和抑制便携式磁共振成像系统的操作环境中的至少一些电磁噪声；以及电磁屏蔽件，其用于便携式磁共振成像系统的至少一部分，电磁屏蔽件基本上不提供对便携式磁共振成像系统的成像区域的屏蔽。

一些实施方式包括便携式磁共振成像系统，该便携式磁共振成像系统包括：b0磁体，其被配置成产生用于磁共振成像系统的成像区域的b0场；壳体，其用于b0磁体；以及至少一个电磁屏蔽结构，其可调节地耦接至壳体，以便以一定量为成像区域提供电磁屏蔽，所述一定量可以通过围绕成像区域调节至少一个电磁屏蔽结构而改变。

附图说明

将参照以下附图来描述公开的技术的各个方面和实施方式。应当理解，附图不一定按比例绘制。

图1示出了磁共振成像系统的示例性部件；

图2a和图2b示出了根据一些实施方式的包括多个电磁体的b0磁体；

图3a示出了根据一些实施方式的包括多个永磁体的b0磁体；

图3b示出了部分地形成图3a中示出的b0磁体的永磁体环的示例性配置的顶视图；

图4a和图4b示出了根据一些实施方式的用于b0磁体的示例性永磁体环；

图5a至图5c示出了根据一些实施方式的图4a和图4b中示出的用于永磁体环的永磁体块的示例性尺寸；

图6a至图6c示出了根据一些实施方式的图4a和图4b中示出的用于永磁体环的永磁体块的示例性尺寸；

图7a至图7f示出了根据一些实施方式的用于b0磁体的示例性永磁体环的各个部分；

图8a至图8c示出了根据一些实施方式的用于图7a至图7f中示出的永磁体环的内子环的永磁体块的示例性尺寸；

图9a至图9c示出了根据一些实施方式的用于图7a至图7f中示出的永磁体环的中间子环的永磁体块的示例性尺寸；

图10a至图10c示出了根据一些实施方式的用于图7a至图7f中示出的永磁体环的外子环的永磁体块的示例性尺寸；

图11a至图11f示出了根据一些实施方式的用于b0磁体的示例性永磁体环的部分；

图12a至图12c示出了根据一些实施方式的用于图11a至图11f中示出的永磁体环的内子环的永磁体块的示例性尺寸；

图13a至图13c示出了根据一些实施方式的用于图11a至图11f中示出的永磁体环的中间子环的永磁体块的示例性尺寸；

图14a至图14c示出了根据一些实施方式的用于图11a至图11f中示出的永磁体环的外子环的永磁体块的示例性尺寸；

图15a至图15c示出了根据一些实施方式的示例性永磁体盘的视图；

图16示出了根据一些实施方式的包括多个永磁体的b0磁体；

图17示出了部分地形成图16中示出的b0磁体的永磁体环的示例性配置的顶视图；

图18a和图18b示出了根据一些实施方式的用于b0磁体的示例性永磁体环的区段；

图18c和图18d示出了根据一些实施方式的可以用于形成图18e中示出的永磁体环的永磁体区段的不同视图；

图18e示出了根据一些实施方式的用于b0磁体的永磁体环；

图18f和图18g示出了根据一些实施方式的可以用于形成图18h中示出的永磁体环的永磁体区段的不同视图；

图18h示出了根据一些实施方式的用于b0磁体的永磁体环；

图19a和图19b示出了根据一些实施方式的便携式低场mri系统。

图20示出了根据本文描述的技术的一些实施方式的用于驱动电流通过线圈以产生磁场的驱动电路系统。

图21a示出了根据本文描述的技术的一些实施方式的梯度线圈电流波形的示例。

图21b示出了根据本文描述的技术的一些实施方式的在图21a中示出的梯度线圈电流波形的上升转变之前、期间和之后的电流命令、梯度线圈电流和梯度线圈电压的波形。

图22a示出了根据本文描述的技术的一些实施方式的具有电流反馈回路和电压反馈回路的电力部件的示例。

图22b示出了根据本文描述的技术的一些实施方式的电压放大器的示例。

图23a和图23b示出了根据本文描述的技术的一些实施方式的可以根据输出电压而由不同的供给端子供电的输出级的示例。

图24示出了根据本文描述的技术的一些实施方式的具有用于驱动连接至高电压和低电压的供给端子的多个晶体管电路的多个驱动电路的输出级的示例。

图25示出了根据本文描述的技术的一些实施方式的包括偏置电路和定时器电路的驱动电路。

图26示出了根据本文描述的技术的一些实施方式的图25的驱动电路的示例实现。

图27示出了根据一些实施方式的用于实现定时电路的技术的另一示例。

图28示出了根据一些实施方式的由rc电路和晶体管实现的定时电路的示例。

图29示出了根据一些实施方式的包括单端线性放大器的输出级的示例。

图30示出了根据一些实施方式的可以包括开关电力转换器的电力部件的示例。

图31示出了根据一些实施方式的可以由可变电压正供给端子和可变电压负供给端子供电的输出级的实施方式。

图32a示出了具有可变低电压供给端子的、与图23a的实施方式类似的实施方式。

图32b示出了高电压供给端子与向电力转换器提供电力的电力供给端子相同的实施方式。

图33a至图33d示出了根据一些实施方式的梯度线圈电流波形、梯度线圈电压波形和电力供给端子电压波形。

图34a示出了具有可变低电压供给端子的、与图30的实施方式类似的实施方式。

图34b示出了高电压供给端子与向电力转换器提供电力的电力供给端子相同的实施方式。

图35示出了根据一些实施方式的射频功率放大器(rfpa)；

图36示出了根据一些实施方式的用于便携式mri系统的电子部件的壳体；

图37a示出了根据一些实施方式的用于便携式mri系统的电子部件的圆形壳体；

图37b和图37c示出了根据一些实施方式的包括用于便携式mri系统的电子部件的壳体的基座的视图；

图37d示出了根据一些实施方式的便携式mri系统；

图38a示出了根据一些实施方式的用于便携式mri系统的b0磁体的永磁体垫片；

图38b和图38c示出了根据一些实施方式的用于便携式mri系统的梯度线圈的防震架；

图38d示出了包括紧固到图38b和图38c中示出的防震架的梯度线圈的层压板；

图38e示出了根据一些实施方式的用于便携式mri系统的b0磁体的示例性垫片；

图38f示出了根据一些实施方式的便携式mri系统；

图39a和图39b示出了根据一些实施方式的便携式mri系统的视图；

图39c示出了根据一些实施方式的便携式mri系统的另一示例；

图40a示出了根据一些实施方式的执行头部扫描的便携式mri系统；

图40b示出了根据一些实施方式的执行膝部扫描的便携式mri系统；

图41a至图41d示出了根据一些实施方式的噪声降低系统的示例性相应示例；

图42是根据一些实施方式的用于执行噪声降低的说明性过程的流程图；

图43a至图43b示出了根据一些实施方式的被配置成减少多线圈发送/接收系统中的射频线圈之间的电感耦合的去耦电路的相应示例；

图43c示出了根据一些实施方式的使用氮化镓(gan)场效应晶体管(fet)来对接收线圈进行耦合和去耦的去耦电路；

图43d示出了根据一些实施方式的有源去耦电路；

图44a至图44c示出了根据一些实施方式的具有围绕成像区域的不同量的装置级屏蔽的便携式mri系统；

图44d示出了根据一些实施方式的利用传导条来为成像区域提供电磁屏蔽的便携式mri系统；

图45a至图45d示出了根据一些实施方式的定位机构的不同视图；

图46a和图46b示出了根据一些实施方式的定位机构的示例性部件；以及

图47至图50示出了根据一些实施方式的使用本文描述的低场mri系统而获得的图像。

具体实施方式

mri扫描仪市场绝大多数由高场系统主导，并且特别用于医疗或临床mri应用。如以上所讨论的，医学成像的总趋势是产生具有越来越大的场强的mri扫描仪，其中绝大多数临床mri扫描仪在1.5t或3t下操作，在研究环境中使用7t和9t的更高场强。如本文所使用的，“高场”通常是指目前在临床环境中使用的mri系统，更具体地，是指在处于1.5t或高于1.5t的主磁场(即，b0场)下操作的mri系统，但是在.5t和1.5t之间操作的临床系统通常也被表征为“高场”。约.2t和.5t之间的场强被表征为“中场”，由于高场机制中的场强继续增加，在.5t与1t之间的范围内的场强也被表征为中场。相比之下，“低场”通常是指在小于或等于约0.2t的b0场下操作的mri系统，但是由于高场机制的高端处的场强增加的结果，具有.2t与约.3t之间的b0场的系统有时也被表征为低场。在低场机制内，在小于.1t的b0场下操作的低场mri系统在本文中被称为“极低场”，而在小于10mt的b0场下操作的低场mri系统在本文中被称为“超低场”。

如以上所讨论的，常规的mri系统需要专门的设施。mri系统需要电磁屏蔽的房间来操作，并且房间的地板必须在结构上加固。必须为高功率电子器件和扫描技术人员的控制区域提供另外的房间。还必须提供对场所的安全访问。另外，必须安装专用的三相电气连接来为电子器件提供电力，又通过冷却水供给对电子器件进行冷却。通常还必须提供另外的hvac容量。这些场所要求不仅成本高昂，而且显著限制了可以部署mri系统的位置。常规的临床mri扫描仪还需要大量的专业知识来操作和维护。这些训练有素的技术人员和服务工程师为操作mri系统增加了大量的持续操作成本。因此，常规的mri通常成本过高并且在可访问性方面受到严重限制，从而阻碍mri成为能够无论何时何地需要都提供广泛范围的临床成像解决方案的广泛可用的诊断工具。通常，患者必须在预先安排的时间和地点访问有限数量的设施之一，从而阻碍mri被用于mri在辅助诊断、手术、患者监测等方面是唯一有效的许多医疗应用中。

如以上所讨论的，高场mri系统需要特别适合的设施以适应这些系统的大小、重量、功耗和屏蔽要求。例如，1.5tmri系统通常重4吨与10吨之间，而3tmri系统通常重8吨与20吨之间。另外，高场mri系统通常需要大量重且昂贵的屏蔽。部分地由于使用非常大的永磁体和/或轭，许多中场扫描仪甚至更重，重量在10吨与20吨之间。由于用于生成b0场的大量铁磁材料以及另外的屏蔽吨位，商业上可用的低场mri系统(例如，在.2t的b0磁场下操作)通常也在10吨或更重的范围内。为了适应这种重型设备，房间(其通常最小大小为30平方米至50平方米)必须用加固地板(例如，混凝土地板)来建造，并且必须专门被屏蔽以防止电磁辐射干扰mri系统的操作。因此，可用的临床mri系统是不能移动的，并且需要医院或机构内的专用空间、大量费用，而且除了准备用于操作的空间的相当大的成本之外，还需要在操作和维护系统的专业知识方面的另外的持续成本。

另外，当前可用的mri系统通常消耗大量电力。例如，常见的1.5t和3tmri系统在操作期间通常消耗20kw与40kw之间的功率，而可用的.5t和.2tmri系统通常消耗5kw与20kw之间的功率，这些mri系统每个使用专用和专门的电源。除非另外说明，否则功耗被引用为在感兴趣的时间间隔内消耗的平均功率。例如，上面提到的20kw至40kw指示常规的mri系统在图像获取的过程期间消耗的平均功率，其可以包括显著超过平均功耗的相对短的时间段的峰值功耗(例如，当梯度线圈和/或rf线圈在脉冲序列的相对短的时间段内被脉动时)。峰值(或大)功耗的间隔通常经由mri系统自身的电力存储元件(例如，电容器)来解决。因此，平均功耗是更相关的数字，原因是平均功耗通常确定操作装置所需的电力连接器的类型。如以上所讨论的，可用的临床mri系统必须具有专用电源，通常需要到电网的专用三相连接来为mri系统的部件供电。然后需要另外的电子器件来将三相电力转换为mri系统使用的单相电力。部署常规的临床mri系统的许多物理要求产生显著的可用性问题，并且严重限制了可以利用mri的临床应用。

因此，高场mri的许多要求致使安装在许多情况下是禁止的，从而限制了高场mri部署到大型机构医院或专门机构，并且通常将高场mri的使用限制到紧密安排的预约，从而要求患者在预先安排的时间访问专用设施。因此，对高场mri的许多限制阻碍了mri被充分用作成像模式。尽管上面提到的高场mri存在缺点，但是在较高场处的snr的显著增加的诉求继续推动该行业用于临床和医学mri应用的越来越高的场强，进一步增加了mri扫描仪的成本和复杂性，并且进一步限制它们的可用性并阻碍它们用作通用和/或通常可用的成像解决方案。

在低场机制中(特别在极低场机制中)产生的mr信号的低snr阻碍了相对低成本、低功率和/或便携式mri系统的发展。常规的“低场”mri系统在通常被表征为低场范围(例如，临床可用的低场系统具有约.2t的基数)的高端处操作以实现有用的图像。尽管比高场mri系统更便宜一些，但常规的低场mri系统具有许多相同的缺点。具体地，常规的低场mri系统是大型、固定且不能移动的装置，消耗大量电力(需要专用的三相电力连接器)并且需要特别屏蔽的房间和大的专用空间。低场mri的挑战阻碍了可以产生有用图像的相对低成本、低功率和/或便携式mri系统的发展。

发明人开发了能够实现便携式、低场、低功率和/或低成本的mri系统的技术，其可以改善mri技术在医院和研究结构处的当前mri安装之外的各种环境中的广泛可部署性。因此，mri可以部署在急诊室、诊所、医生办公室中、移动单元中、场中等，并且可以被带到患者(例如，床边)处以执行各种各样的成像过程和协议。一些实施方式包括极低场mri系统(例如，.1t、50mt、20mt等)，其有助于便携式、低成本、低功率的mri，显著增加了mri在临床环境中的可用性。

在低场机制中开发临床mri系统存在许多挑战。如本文所使用的，术语临床mri系统是指产生临床上有用的图像的mri系统，所述图像是指具有足够分辨率和足够获取时间以在给定特定成像应用的情况下对医生或临床医生用于其预期目的而言有用的图像。照此，临床上有用的图像的分辨率/获取时间将取决于获得图像的目的。在低场机制中获得临床上有用的图像的许多挑战之一是相对低的snr。具体地，在场强高于.2t时，snr与b0场强之间的关系约为b0^5/4，而在场强低于.1t时，snr与b0场强之间的关系约为b0^3/2。照此，随着场强的降低，snr显著下降，其中在极低的场强下经历的snr甚至更显著地下降。由于降低场强而引起的snr的这种显著下降是阻碍在极低场机制中开发临床mri系统的重要因素。特别地，在极低场强下的低snr的挑战阻碍了在极低场机制下操作的临床mri系统的发展。因此，寻求在较低场强下操作的临床mri系统按照惯例实现约.2t范围及以上的场强。这些mri系统仍然大、重且成本高昂，通常需要固定的专用空间(或屏蔽帐篷)和专用电源。

发明人开发了能够产生临床上有用的图像的低场mri系统和极低场mri系统，从而使得能够开发使用现有技术而无法实现的便携式、低成本且易于使用的mri系统。根据一些实施方式，通常，无论何时何地需要，mri系统都可以被运送到患者处以提供各种各样的诊断、手术、监测和/或治疗过程。

图1是mri系统100的典型部件的框图。在图1的说明性示例中，mri系统100包括计算装置104、控制器106、脉冲序列存储器108、电力管理系统110以及磁性部件120。应当理解，系统100是说明性的，并且mri系统可以具有除了图1中示出的部件之外或代替图1中示出的部件的任何合适类型的一个或更多个其他部件。然而，如下面进一步详细讨论的，mri系统通常将包括这些高级别部件，但是用于特定mri系统的这些部件的实现可能区别很大。

如图1中所示，磁性部件120包括b0磁体122、匀场线圈124、rf发送和接收线圈126以及梯度线圈128。磁体122可以用于生成主磁场b0。磁体122可以是能够生成期望的主磁场b0的任何合适类型的磁性部件或磁性部件的组合。如以上所讨论的，在高场机制中，通常使用一般以螺线管几何形状提供的超导材料来形成b0磁体，需要低温冷却系统来使b0磁体保持在超导状态。因此，高场b0磁体昂贵、复杂并且消耗大量电力(例如，低温冷却系统需要大量电力来维持将b0磁体保持在超导状态所需的极低温度)，需要大的专用空间和专门、专用的电力连接器(例如，到电网的专用三相电力连接器)。常规的低场b0磁体(例如，在.2t下操作的b0磁体)也经常使用超导材料来实现，因此具有这些相同的一般要求。其他常规的低场b0磁体使用永磁体来实现，永磁体产生常规的低场系统受到限制的场强(例如，在.2t与.3t之间，原因是在较低场强下无法获取有用图像)，需要成为重5吨至20吨的非常大的磁体。因此，常规的mri系统的b0磁体单独阻碍了便携性和可负担性这两者。

梯度线圈128可以被布置成提供梯度场，并且例如可以被布置成在三个基本上正交的方向(x，y，z)上在b0场中生成梯度。梯度线圈128可以被配置成通过系统地改变b0场(由磁体122和/或匀场线圈124生成的b0场)来对发射的mr信号进行编码，以根据频率或相位对接收的mr信号的空间位置进行编码。例如，梯度线圈128可以被配置成沿着特定方向改变作为空间位置的线性函数的频率或相位，但是也可以通过使用非线性梯度线圈来提供更复杂的空间编码简档。例如，第一梯度线圈可以被配置成在第一(x)方向上选择性地改变b0场以在该方向上执行频率编码，第二梯度线圈可以被配置成在与第一方向基本上正交的第二(y)方向上选择性地改变b0场以执行相位编码，第三梯度线圈可以被配置成在与第一方向和第二方向基本上正交的第三(z)方向上选择性地改变b0场以使得能够对体积成像应用进行切片选择。如以上所讨论的，常规的梯度线圈也消耗大量电力，如下面进一步详细讨论的，通常由大、昂贵的梯度电源操作。

通过分别使用发送和接收线圈(通常被称为射频(rf)线圈)激励和检测发射的mr信号来执行mri。发送/接收线圈可以包括用于发送和接收的单独线圈、用于发送和/或接收的多个线圈或者用于发送和接收的相同线圈。因此，发送/接收部件可以包括用于发送的一个或更多个线圈、用于接收的一个或更多个线圈和/或用于发送和接收的一个或更多个线圈。发送/接收线圈通常也被称为tx/rx或tx/rx线圈，以总体指代关于mri系统的发送和接收磁性部件的各种配置。这些术语在本文中可互换地使用。在图1中，rf发送和接收线圈126包括一个或更多个发送线圈，所述一个或更多个发送线圈可以用于生成用以引发振荡磁场b1的rf脉冲。(一个或多个)发送线圈可以被配置成生成任何合适类型的rf脉冲。

电力管理系统110包括向低场mri系统100的一个或更多个部件提供操作电力的电子器件。例如，如下面更详细讨论的，电力管理系统110可以包括一个或更多个电源、梯度电力部件、发送线圈部件和/或提供合适的操作电力以对mri系统100的部件进行激励和操作所需的任何其他合适的电力电子器件。如图1中所示，电力管理系统110包括电源112、电力部件114、发送/接收开关116以及热管理部件118(例如，用于超导磁体的低温冷却设备)。电源112包括向mri系统100的磁性部件120提供操作电力的电子器件。例如，电源112可以包括向一个或更多个b0线圈(例如，b0磁体122)提供操作电力以产生用于低场mri系统的主磁场的电子器件。发送/接收开关116可以用于选择正在操作rf发送线圈还是正在操作rf接收线圈。

(一个或多个)电力部件114可以包括：一个或更多个rf接收(rx)前置放大器，其放大由一个或更多个rf接收线圈(例如，线圈126)检测到的mr信号；一个或更多个rf发送(tx)电力部件，其被配置成向一个或更多个rf发送线圈(例如，线圈126)提供电力；一个或更多个梯度电力部件，其被配置成向一个或更多个梯度线圈(例如，梯度线圈128)提供电力；以及一个或更多个匀场电力部件，其被配置成向一个或更多个匀场线圈(例如，匀场线圈124)提供电力。

在常规的mri系统中，电力部件大、昂贵且消耗大量电力。通常，电力电子器件占据与mri扫描仪本身分开的房间。电力电子器件不仅需要相当大的空间，而且是昂贵的复杂装置，其消耗大量电力并且需要壁式安装的架子来支承。因此，常规的mri系统的电力电子器件也阻碍了mri的便携性和可负担性。

如图1中所示，mri系统100包括具有控制电子器件的控制器106(也被称为控制台)，以向电力管理系统110发送指令并从电力管理系统110接收信息。控制器106可以被配置成实现一个或更多个脉冲序列，所述一个或更多个脉冲序用于确定被发送至电力管理系统110以按期望的序列操作磁性部件120的指令(例如，用于操作rf发送和接收线圈126的参数、用于操作梯度线圈128的参数等)。如图1中所示，控制器106还与计算装置104进行交互，计算装置104被编程成处理接收的mr数据。例如，计算装置104可以使用任何合适的(一个或多个)图像重建处理对接收的mr数据进行处理以生成一个或更多个mr图像。控制器106可以向计算装置104提供关于一个或更多个脉冲序列的信息，以用于计算装置处理数据。例如，控制器106可以向计算装置104提供关于一个或更多个脉冲序列的信息，并且计算装置可以至少部分地基于提供的信息来执行图像重建处理。在常规的mri系统中，计算装置104通常包括一个或更多个高性能工作站，所述工作站被配置成相对快速地对mr数据执行计算上昂贵的处理。这样的计算装置本身是相对昂贵的设备。

从前述内容应当理解，当前可用的临床mri系统(包括高场、中场和低场系统)是大、昂贵、固定的装置，需要大量专用和专门设计的空间以及专用的电力连接器。发明人开发了低场mri系统，包括极低场mri系统，该低场mri系统成本更低、功率更低和/或便携，从而显著提高了mri的可用性和适用性。根据一些实施方式，提供了一种便携式mri系统，使得mri系统能够被带到患者处并在需要它的位置处被使用。

如以上所讨论的，一些实施方式包括便携式的mri系统，使得mri装置能够被移动到需要它的位置(例如，急诊室和手术室、初级护理室、新生儿重症监护室、专业部门、紧急和移动运送车辆以及现场)。便携式mri系统的开发面临许多挑战，这些挑战包括大小、重量、功耗以及在相对不受控制的电磁噪声环境(例如，在专门屏蔽的房间外)下操作的能力。如以上所讨论的，当前可用的临床mri系统的范围约为4吨至20吨。因此，当前可用的临床mri系统由于成像装置本身的绝对大小和重量而不是便携式的，更不用说以下事实：当前可用的系统还需要大量专用空间，包括分别用以容纳mri扫描仪的专门屏蔽的房间和用以容纳电力电子器件和技术人员控制区域的另外房间。发明人开发了具有合适重量和大小的mri系统，以使得mri系统能够被运送到期望的位置，在下面进一步详细讨论其一些示例。

便携性的另一方面涉及在各种各样的位置和环境中操作mri系统的能力。如以上所讨论的，当前可用的临床mri扫描仪需要位于专门屏蔽的房间中以使得装置能够正确操作，并且是导致当前可用的临床mri扫描仪的成本、缺乏可用性和不便携性的原因(许多原因)中的一个原因。因此，为了在专门屏蔽的房间外操作，更具体地，为了使实现一般可便携、可搬运或以其他方式可运送的mri，mri系统必须能够在各种噪声环境中操作。发明人开发了噪声抑制技术，该噪声抑制技术使得mri系统能够在专门屏蔽的房间外被操作，有助于可便携/可运送的mri以及不需要专门屏蔽的房间的固定的mri装置这两者。虽然噪声抑制技术使得能够在专门屏蔽的房间外操作，但这些技术也可以用于在屏蔽的环境例如较便宜、松散或临时的屏蔽环境中执行噪声抑制，因此可以与已经装配有有限屏蔽的区域结合使用，原因是这些方面在这方面不受限制。

便携性的另一方面涉及mri系统的功耗。还如上所述，当前的临床mri系统消耗大量电力(例如，在操作期间范围从20kw到40kw的平均功耗)，因此需要专用的电力连接器(例如，到能够输送所需电力的电网的专用三相电力连接器)。专用电力连接器的要求是在除了专门装配有适当电力连接器的昂贵专用房间之外的各种位置处操作mri系统的另一障碍。发明人开发了能够使用市电例如标准壁式插座(例如，在美国为120v/20a连接)或普通大型器具插座(例如，220v/30a至240v/30a)来操作的低功率mri系统，从而使得装置能够在设置有普通电力插座的任何地方被操作。“插入墙壁”的能力在不需要专门、专用电力例如三相电力连接器的情况下有助于可便携/可运送的mri以及固定的mri系统装置这两者。

根据一些实施方式，便携式mri系统(例如，下面的图19、图39至图40以及图44a至图44d中示出的便携式mri系统中的任何mri系统)被配置成经由电力连接器3970(参见例如图39b)使用市电(例如，在标准壁式插座处提供的单相电)来操作。根据一些实施方式，便携式mri系统包括电力连接器，该电力连接器被配置成连接至单相插座，该单相插座提供约110伏特与120伏特之间并且额定电流为15安培、20安培或30安培的电力，并且其中，电力系统能够根据单相插座提供的电力提供操作便携式mri系统的电力。根据一些实施方式，便携式mri系统包括电力连接器，该电力连接器被配置成连接至单相插座，该单相插座提供约220伏特与240伏特之间并且额定电流为15安培、20安培或30安培的电力，并且其中，电力系统能够根据单相插座提供的电力来提供操作磁共振成像系统的电力。根据一些实施方式，使用本文描述的低功率技术来配置便携式mri系统，以在图像获取期间使用小于3千瓦的平均值。根据一些实施方式，使用本文描述的低功率技术来配置便携式mri系统，以在图像获取期间使用小于2千瓦的平均值。根据一些实施方式，使用本文描述的低功率技术来配置便携式mri系统，以在图像获取期间使用小于1千瓦的平均值。例如，采用本文描述的永b0磁体和低功率部件的低功率mri系统可以在1千瓦或更低例如在750瓦特或更低功率下操作。

如以上所讨论的，对常规mri系统的大小、成本和功耗的重要贡献者是用于为mri系统的磁性部件供电的电力电子器件。用于常规mri系统的电力电子器件通常需要单独的房间，是昂贵的并且消耗大量电力来操作相应的磁性部件。特别地，梯度线圈和用于单独冷却梯度线圈的热管理系统一般需要专用的电力连接器并且禁止从标准壁式插座操作。发明人开发了能够为mri系统的梯度线圈供电的低功率、低噪声梯度电源，根据一些实施方式，所述梯度电源可以容纳在与mri系统的磁性部件相同的可便携、可搬运或以其他方式可运送的设备中。根据一些实施方式，用于为mri系统的梯度线圈供电的电力电子器件在系统空闲时消耗小于50w，而在mri系统操作时(即，在图像获取期间)消耗100w与200w之间。发明人开发了用以操作便携式低场mri系统的电力电子器件(例如，低功率、低噪声电力电子器件)，所述电力电子器件全部装配在便携式mri扫描仪的占用空间内。根据一些实施方式，创新的机械设计使得能够开发如下mri扫描仪，该mri扫描仪在需要该系统的各种临床环境的范围内可操纵。

开发低功率、低成本和/或便携式mri系统的核心是降低b0磁体的场强，这可能有助于大小、重量、费用和功耗的减小。然而，如以上所讨论的，降低场强具有相应且显著的snr降低。snr的这种显著降低阻碍了临床mri系统将场强降低到约.2t的当前基数以下，该系统仍然是需要专门和专用的空间的大、重、昂贵的固定装置。虽然开发了在.1t与.2t之间操作的一些系统，但这些系统通常是用于扫描诸如手、臂或膝部的肢体的专用装置。发明人开发了能够获取临床上有用的图像的在低场和极低场中操作的mri系统。一些实施方式包括高效脉冲序列，其有助于在以比先前可实现的更低的场强下获取临床上有用的图像。mr信号的信噪比与主磁场b0的强度有关，并且是推动临床系统在高场机制中操作的主要因素之一。由发明人开发的有助于获取临床上有用的图像的脉冲序列在于2015年11月11日提交的题为“pulsesequencesforlowfieldmagneticresonance”的美国专利申请第14/938430号中被描述，该美国专利申请通过引用整体并入本文中。

由发明人开发的用以解决低场强的低snr的其他技术包括优化射频(rf)发送和/或接收线圈的配置，以提高rf发送/接收线圈传输磁场和检测发射的mr信号的能力。发明人已经意识到，低场机制中的低发送频率允许在较高场强下不可能的rf线圈设计，并且开发了具有提高的灵敏度的rf线圈，从而增加了mri系统的snr。由发明人开发的示例性rf线圈设计和优化技术在于2016年5月12日提交的题为“radiofrequencycoilmethodsandapparatus”的美国专利申请第15/152951号中被描述，该美国专利申请通过引用整体并入本文中。

用于解决低场机制的相对低snr特性的另一技术是通过b0磁体提高b0场的均匀性。通常，b0磁体需要一定程度的匀场以产生具有满足mri的使用的分布的b0磁场(例如，期望的场强和/或均匀性的b0磁场)。具体地，在组装/制造之后，诸如设计、制造公差、不精确的生产过程、环境等的生产因素引起场变化，该场变化产生具有不令人满意的分布的b0场。例如，在生产之后，上述示例性b0磁体200、300和/或3200可以产生具有不令人满意的分布(例如，不适合于成像的b0场中的不均匀性)的b0场，该b0场通常需要通过匀场来被改善或以其他方式被校正以产生临床上有用的图像。匀场是指用于调节、校正和/或改善磁场——通常为磁共振成像装置的b0磁场——的各种技术中的任何技术。类似地，垫片是指执行匀场(例如，通过产生磁场)的某物(例如，对象、部件、装置、系统或其组合)。

用于匀场的常规技术是相对时间和/或成本密集的，通常需要专家的大量手动努力以便调节b0磁场，使得b0磁场适合于其预期目的，这引起大量的后期制作时间和费用。例如，常规的匀场技术通常涉及迭代处理，通过该迭代处理来测量b0磁场，确定和部署必要的校正，并且重复该处理，直到产生令人满意的b0磁场为止。该迭代处理按照惯例在大量手动参与的情况下被执行，这需要专业知识和大量时间(例如，至少一天，更典型地，更长时间)。因此，b0磁场的常规后期制作场校正显著地增加了常规mri系统的费用和复杂性。

根据一些实施方式，发明人开发了许多技术，这些技术有助于对mri的b0磁体更有效和/或节省成本的匀场。一些实施方式适用于低场mri，但是本文描述的技术不限于在低场背景中使用。例如，发明人开发了使校正由b0磁体产生的b0场——例如，校正由不完美的制造过程导致的至少一些场不均匀性——所涉及的手动努力最小化的技术。具体地，发明人开发了用于图案化磁性材料以向由b0磁体产生的b0场提供准确和精确的场校正的自动化技术。由发明人开发的示例性匀场技术在于2017年3月22日提交的题为“methodsandapparatusformagneticfieldshimming”的美国专利申请第15/466500号中被描述，该美国专利申请通过引用整体并入本文中。

增加mri的可用性的另一方面是使mri可负担。由发明人开发的便携式低场mri系统除去了与常规临床mri系统相关联的成本中的许多成本，这些成本包括昂贵的超导材料和低温冷却系统、大型且复杂的专用设施的昂贵的场所准备、用以操作和维护系统的训练有素的人员等。另外，根据一些实施方式，发明人还开发了成本降低技术和设计，这些成本降低技术和设计包括：集成的电力电子器件，减少材料、优化或以其他方式使昂贵材料的使用最小化和/或降低生产成本的设计。发明人开发了用以允许在制造之后校正b0磁体的场不均匀性的自动匀场技术，从而降低生产和后期制作过程这两者的成本。

根据一些实施方式，由发明人开发的设计还降低了操作和维护mri扫描仪的成本和复杂性。例如，常规的临床mri系统需要大量的专业知识来操作和维护，从而导致这些系统的显著持续成本。发明人开发了允许受过最少训练或未经训练的人员操作和/或维护系统的易于使用的mri系统。根据一些实施方式，自动化设置过程使得mri扫描仪能够自动探测并适应其环境以准备操作。网络连接使得mri系统能够从具有被配置成自动运行期望的扫描协议的易于使用的接口的移动装置例如平板计算机、笔记本式计算机或智能电话被操作。获取的图像被立即递送到安全的云服务器，用于数据共享、远程医疗和/或深度学习。

以下是与低成本、低功率和/或便携式低场mri有关的各种概念的更详细的描述以及低成本、低功率和/或便携式低场mri的实施方式的更详细的描述。应当理解，本文描述的实施方式可以以多种方式中的任何方式来实现。仅出于说明性目的，下面提供了特定实现的示例。应当理解，提供的实施方式和特征/能力可以单独使用、一起使用、或以两种或更多种的任何组合使用，原因是本文描述的技术的方面在这方面不受限制。

高场mri的高成本、大小、重量和功耗的重要贡献者是b0磁体本身以及用于为b0磁体供电并执行其热管理所需的设备。具体地，为了产生高场mri的场强特性，b0磁体通常被实现为使用超导线以螺线管几何形状配置的电磁体，超导线需要低温冷却系统来将线保持在超导状态。不仅超导材料本身昂贵，而且保持超导状态的低温设备也昂贵且复杂。

发明人已经认识到，低场环境使得b0磁体设计在高场机制中不可行。例如，至少部分地由于较低的场强，可以除去超导材料和相应的低温冷却系统。部分地由于低场强，使用非超导材料(例如，铜)构造的b0电磁体可以用于低场机制中。然而，这样的电磁体在操作期间仍然可以消耗相对大量的电力。例如，操作使用铜导体的电磁体以生成.2t或更大的磁场需要专用或专门的电力连接器(例如，专用三相电力连接器)。发明人开发了可以使用市电(即，标准壁式电力)被操作的mri系统，使得mri系统能够在具有普通电力连接器例如标准壁式插座(例如，在美国为120v/20a连接)或普通大型器具插座(例如，220v/30a至240v/30a)的任何位置处被供电。因此，低功率mri系统有助于便携性和可用性，使得mri系统能够在需要它的位置处被操作(例如，mri系统可以被带到患者处，而不是将患者带到mri系统处)，在下面进一步详细讨论其示例。另外，从标准壁式电力操作按照惯例消除了将三相电力转换为单相电力以及平滑直接从电网提供的电力所需的电子器件。反而，壁式电力可以直接被转换为dc并且被分配以向mri系统的部件供电。

图2a和图2b示出了使用电磁体和铁磁轭形成的b0磁体。具体地，b0磁体200部分地由被布置成双平面几何形状的电磁体210形成，该电磁体210包括在b0磁体200的上侧上的电磁线圈212a和212b以及在b0磁体200的下侧上的电磁线圈214a和214b。根据一些实施方式，形成电磁体210的线圈可以由多匝铜线或铜带形成，或者适于在被操作时(例如，当驱动电流通过导体绕组时)产生磁场的任何其他导电材料形成。虽然图2a和图2b中示出的示例性电磁体包括两对线圈，但是可以以任何配置使用任何数目的线圈来形成电磁体，原因是这些方面在这方面不受限制。形成电磁体210的电磁线圈可以例如通过在玻璃纤维环217周围卷绕导体213(例如，铜带、线、涂料等)而形成。例如，导体213可以是合适的绝缘铜线，或者可替选地，导体213可以是与绝缘层(例如，聚酯薄膜层)一起卷绕的铜带，以电隔离线圈的多个绕组。可以设置连接器219以使得电力连接器能够提供电流以串联操作线圈214a和214b。可以设置电磁体的上侧上的类似连接器(图2a和图2b中不可见)以操作线圈212a和212b。

应当理解，电磁线圈可以由任何合适的材料形成，并且以任何合适的方式被确定尺寸，以便产生或有助于期望的b0磁场，原因是这些方面不限于用于任何特定类型的电磁体。作为可以适合于部分地形成电磁体(例如，电磁体210)的一个非限制性示例，可以使用铜带和聚酯薄膜绝缘体来构造具有155匝的电磁线圈以形成约23英寸至27英寸(例如，约25英寸)的内径、约30英寸至35英寸(例如，32英寸)的外径。然而，可以使用不同的材料和/或不同的尺寸来构造具有期望的特性的电磁线圈，原因是这些方面在这方面不受限制。(一个或多个)上线圈和下线圈可以被定位成在上侧上的下线圈与下侧上的上线圈之间提供约10英寸至15英寸(例如，约12.5英寸)的距离。应当理解，尺寸将根据包括例如场强、视场等的期望特性而不同。

在图2a和图2b中示出的示例性b0磁体中，每个线圈对212和214分别由热管理部件230a和230b隔开，以将由电磁线圈和梯度线圈(图2a和图2b中未示出)产生的热量从磁体传递出去，来为mri装置提供热管理。具体地，热管理部件230a和230b可以包括具有导管的冷却板，该导管使得冷却剂能够被循环通过冷却板，以将热量从磁体传递出去。冷却板230a、230b可以被构造成减少或消除通过操作梯度线圈引发的涡电流，所述梯度线圈可以产生破坏由b0磁体200产生的b0磁场的电磁场。例如，热管理部件230a和230b可以与于2015年9月4日提交的题为“thermalmanagementmethodsandapparatus”的美国申请第14/846,042号中描述的热管理部件中的任何热管理部件相同或相似，该美国申请在此通过引用整体并入本文中。根据一些实施方式，如下面进一步详细讨论的，可以除去热管理部件。

b0磁体200还包括轭220，轭220磁耦合至电磁体以捕获磁通量，该磁通量在没有轭220的情况下将会损失并且不会对上电磁线圈与下电磁线圈之间的感兴趣的区域中的通量密度做出贡献。具体地，轭220形成连接电磁体的上侧上的线圈和下侧上的线圈的“磁电路”，以便增加线圈之间的区域中的通量密度，因此增加了b0磁体的成像区域(也被称为视场)内的场强。成像区域或视场限定了由给定b0磁体产生的b0磁场适合于成像的体积。更具体地，成像区域或视场与b0磁场在期望的场强下足够均匀的区域对应，在该期望的场强下，可检测的mr信号响应于射频激励(例如，合适的射频脉冲序列)的施加而由位于其中的对象发射。轭220包括可以使用任何合适的铁磁材料(例如，铁、钢等)形成的框架222和板224a、224b。板224a、224b收集由电磁体210的线圈对生成的磁通量并将其引导至框架222，框架222又将磁通量返回到相对的线圈对，从而对于提供给线圈的相同量的操作电流，使在线圈对(例如，线圈对212a、212b以及线圈对214a、214b)之间的成像区域中的磁通量密度增加高达两倍。因此，轭220可以用于产生更高的b0场(导致更高的snr)，但没有功率需求的相应增加，或者对于给定的b0场，轭220可以用于降低b0磁体200的功率需求。

根据一些实施方式，用于轭220的部分(即，框架222和/或板224a、224b)的材料是钢，例如，低碳钢、硅钢、钴钢等。根据一些实施方式，mri系统的梯度线圈(图2a、图2b中未示出)被布置成相对靠近板224a、224b，从而在板中引起涡电流。为了减轻涡电流，板224a、224b和/或框架222可以由硅钢构造，硅钢一般比例如低碳钢更抵抗涡电流产生。应当理解，轭220可以使用具有足够磁导率的任何铁磁材料来构造，并且各个部件(例如，框架222和板224a、224b)可以由相同或不同的铁磁材料来构造，原因是增加通量密度的技术不限于用于任何特定类型的材料或材料的组合。此外，应当理解，轭220可以使用不同的几何形状和布置来形成。

应当理解，轭220可以由任何合适的材料制成并且可以被确定尺寸成：在满足其他设计约束例如重量、成本、磁特性等时，提供期望的磁通量捕获。作为示例，轭的框架(例如，框架222)可以由碳小于0.2％的低碳钢或硅钢形成，其中(一个或多个)长梁具有约38英寸的长度、约8英寸的宽度以及约2英寸的厚度(深度)，而(一个或多个)短梁具有约19英寸的长度、约8英寸的宽度以及约2英寸的厚度(深度)。板(例如，板224a和224b)可以由碳小于0.2％的低碳钢或硅钢形成，并且具有约30英寸至35英寸(例如，约32英寸)的直径。然而，以上提供的尺寸和材料仅仅是可以用于捕获由电磁体生成的磁通量的轭的合适的实施方式的示例。

作为通过使用轭220而实现的改进的示例，在没有轭220的情况下操作电磁体210来产生约20mt的b0磁场消耗大约5kw，而在具有轭220的情况下产生相同的20mtb0磁场消耗大约750w的功率。在具有轭220的情况下操作电磁体210，可以使用2kw的功率产生约40mt的b0磁场，而可以使用约3kw的功率产生约50mt的b0磁场。因此，通过使用轭220可以显著降低功率需求，从而使得能够在没有专用三相电力连接器的情况下操作b0磁体。例如，美国和北美大多数地区的市电电力被设置为120v和60hz并且额定电流为15安培或20安培，分别允许使用低于1800w和2400w的装置。许多设施还具有220vac至240vac的插座，其中额定电流为30安培，允许从这样的插座向操作高达7200w的装置供电。如下面进一步详细讨论的，根据一些实施方式，利用包括电磁体和轭的b0磁体(例如，b0磁体200)的低场mri系统被配置成经由标准壁式插座被供电。也如下面进一步详细讨论的，根据一些实施方式，利用包括电磁体和轭的b0磁体(例如，b0磁体200)的低场mri系统被配置成经由220vac至240vac插座被供电。

再次参照图2a和图2b，示例性b0磁体210还包括垫片环240a、240b和垫片盘242a、242b，垫片环240a、240b和垫片盘242a、242b被配置成增强生成的b0磁场以提高视场中(例如，b0场适合于足够的mr信号产生的在电磁体的上线圈与下线圈之间的区域中)的均匀性，如下线圈已被移除的图2b中最佳看到的。特别地，垫片环240和垫片盘242被确定尺寸和布置成至少在b0磁体的视场内增加由电磁体生成的磁场的均匀性。特别地，可以选择垫片环240a、240b的高度、厚度和材料以及垫片盘242a、242b的直径、厚度和材料，以便获得具有合适均匀性的b0场。例如，垫片盘可以设置有约为5英寸至6英寸的直径和约为.3英寸至.4英寸的宽度。垫片环可以由多个圆弧区段(例如，8个圆弧区段)形成，每个圆弧区段具有约为20英寸至22英寸的高度和约为2英寸的宽度以形成具有约在21英寸与22英寸之间以及约在23英寸与24英寸之间的内径的环。

b0磁体的重量是mri系统的总重量的重要部分，这反过来又影响mri系统的便携性。在主要使用低碳和/或硅钢用于轭和匀场部件的实施方式中，与前述内容中描述的磁体类似地被确定尺寸的示例性b0磁体200可以重约550千克。根据一些实施方式，钴钢(cofe)可以用作轭(以及可能的匀场部件)的主要材料，可以将b0磁体200的重量减少到约450千克。然而，cofe一般比例如低碳钢更昂贵，从而提高了系统的成本。因此，在一些实施方式中，可以使用cofe来形成选择部件以平衡由其使用引起的成本与重量之间的折中。使用这样的示例性b0磁体，可以例如通过以下操作来构造便携式、可搬运或以其他方式可运送的mri系统：将b0磁体集成在脚轮、轮或其他移动装置可以附接至的壳体、框架或其他主体内以使得mri系统能够被运送到期望的位置(例如，通过手动推动mri系统和/或包括机动辅助)。因此，mri系统可以被带到需要它的位置，从而增加其可用性，并且mri系统可以用作临床仪器，从而使先前不可能的mri应用可用。根据一些实施方式，便携式mri系统的总重量小于1500磅，并且优选地小于1000磅，以有助于mri系统的可操纵性。

采用诸如b0磁体200的b0磁体的低场mri系统的总功耗的主要贡献者是电磁体(例如，电磁体210)。例如，在一些实施方式中，电磁体可以消耗整个mri系统的功率的80％或更多。为了显著降低mri系统的功率需求，发明人开发了利用永磁体来产生和/或有助于b0电磁场的b0磁体。根据一些实施方式，b0电磁体被替换为永磁体作为b0电磁场的主要来源。永磁体是指一旦被磁化就保持其自身持久磁场的任何对象或材料。可以被磁化以产生永磁体的材料在本文中被称为铁磁性的，作为非限制性示例，可以被磁化以产生永磁体的材料包括铁、镍、钴、钕(ndfeb)合金、钐钴(smco)合金、铝镍钴合金(alnico)合金、锶铁氧体、钡铁氧体等。永磁体材料(例如，通过磁化场驱动至饱和的可磁化材料)在驱动场被移除时保持其磁场。由特定材料保留的磁化量被称为材料的剩磁。因此，一旦被磁化，永磁体就生成与其剩磁相对应的磁场，从而消除了对用以产生磁场的电源的需要。

图3a示出了根据一些实施方式的永b0磁体。具体地，b0磁体300由以双平面几何形状布置的永磁体310a和310b以及轭320形成，轭320捕获由永磁体产生的电磁通量，并将该通量传递到相对的永磁体，以增加永磁体310a与310b之间的通量密度。永磁体310a和310b中的每一个由多个同心永磁体形成。具体地，如图3中可见，永磁体310b包括永磁体的外环314a、永磁体的中环314b、永磁体的内环314c以及中心处的永磁体盘314d。永磁体310a可以包括与永磁体310b相同的一组永磁体元件。

可以根据系统的设计要求来选择使用的永磁体材料。例如，根据一些实施方式，永磁体(或其一些部分)可以由ndfeb制成，ndfeb一旦被磁化就产生每单位体积材料具有相对高磁场的磁场。根据一些实施方式，smco材料用于形成永磁体或其一些部分。虽然ndfeb产生更高的场强(并且通常比smco便宜)，但是smco表现出较小的热漂移，因此在面对温度波动时提供更稳定的磁场。也可以使用其他类型的永磁体材料，原因是这些方面在这方面不受限制。通常，使用的永磁体材料的一个或多个类型将至少部分地取决于给定的b0磁体实现的场强、温度稳定性、重量、成本和/或易用性要求。

永磁体环被确定大小并被布置成在永磁体310a与310b之间的中心区域(视场)中产生具有期望强度的均匀的场。在图3a中示出的示例性实施方式中，每个永磁体环包括多个区段，每个区段使用多个块形成，所述多个块在径向方向上堆叠并围绕外围彼此相邻地定位以形成相应的环。发明人已经意识到，通过改变每个永磁体的宽度(在与环相切的方向上)，可以在使用更少的材料的同时实现有用空间的更少浪费。例如，可以通过例如根据块的径向位置改变块的宽度来减小不产生有用的磁场的堆叠之间的空间，使得能够更紧密地配合以减少浪费的空间并使可以在给定空间中生成的磁场的量最大化。如下面进一步详细讨论的，块的尺寸也可以以任何期望的方式变化，以有助于产生具有期望的强度和均匀性的磁场。

b0磁体300还包括轭320，轭320被配置并被布置成捕获由永磁体310a和310b生成的磁通量，并将该磁通量引导至b0磁体的相对侧，以增加永磁体310a与310b之间的通量密度，从而增加b0磁体的视场内的场强。通过捕获磁通量并将其引导至永磁体310a与310b之间的区域，可以使用较少的永磁体材料来实现期望的场强，因此减小了b0磁体的大小、重量和成本。可替选地，对于给定的永磁体，可以增加场强，因此在不必使用增加量的永磁体材料的情况下提高系统的snr。对于示例性b0磁体300，轭320包括框架322以及板324a和324b。以与上面结合轭220描述的方式类似的方式，板324a和324b捕获由永磁体310a和310b生成的磁通量并将其引导至框架322，以经由轭的磁返回路径被循环，以增加b0磁体的视场中的通量密度。轭320可以由任何期望的铁磁材料例如低碳钢、cofe和/或硅钢等构造，来为轭提供期望的磁特性。根据一些实施方式，在梯度线圈可能最普遍地引起涡电流的区域中，板324a和324b(和/或框架322或其部分)可以由硅钢等构造。

示例性框架322包括分别附接至板324a和324b的臂323a和323b以及为由永磁体生成的通量提供磁返回路径的支承件325a和325b。臂一般被设计成减少支承永磁体所需的材料的量，同时为由永磁体生成的磁通量提供用于返回路径的足够的截面。臂323a在用于由b0磁体产生的b0场的磁返回路径内具有两个支承件。支承件325a和325b被制造成在其间形成有间隙327，从而提供对框架的稳定性和/或对结构的轻盈性的测量，同时为由永磁体生成的磁通量提供足够的截面。例如，磁通量的返回路径所需的截面可以在两个支承结构之间被分开，因此提供足够的返回路径，同时增加框架的结构完整性。应当理解，可以向结构添加另外的支承件，原因是该技术不限于用于仅两个支承件以及任何特定数量的多个支承结构。

如以上所讨论的，示例性永磁体310a和310b包括在中心处同心地布置有永磁体盘的多个永磁体材料环。每个环可以包括铁磁材料的多个堆叠以形成相应的环，并且每个堆叠可以包括可以具有任何数量的一个或更多个块(在一些实施方式中和/或在一些环中包括单个块)。形成每个环的块可以被确定尺寸并被布置成产生期望的磁场。发明人已经认识到，可以以许多方式确定块的尺寸以降低成本、减轻重量以及/或者提高产生的磁场的均匀性，如根据一些实施方式结合一起形成b0磁体的永磁体的示例性环进一步详细讨论的。

图3b示出了永磁体310的自顶向下的视图，该视图可以例如用作图3a中示出的b0磁体300的永磁体310a和310b的设计。永磁体310包括同心环310a、310b和310c以及在中心处的铁磁盘310d，每个同心环由铁磁块的多个堆叠构造。箭头22指示永磁体附接至的轭的框架的方向。在轭不对称的实施方式中(例如，轭320)，轭将导致其捕获并聚焦磁通量的由永磁体产生的磁场也不对称，从而对b0磁场的均匀性产生负面影响。

根据一些实施方式，块尺寸被改变成补偿轭对由永磁体产生的磁场的影响。例如，图3b中标记的四个区域315a、315b、315c和315d中的块的尺寸可以根据相应块位于哪个区域而变化。特别地，块的高度(例如，垂直于圆形磁体310的平面的块的尺寸)可以在距离框架最远的区域315c中比最靠近框架的区域315a中的相应块更大。因为补偿轭的影响的技术不限于改变任何特定块、块集合和/或任何特定尺寸，所以块高度可以在一个或更多个环或其部分中变化。下面进一步详细讨论改变块尺寸以补偿轭影响的一个示例。

图4a和图4b示出了根据一些实施方式的内环410(例如，图3b中示出的环310c)的不同视图。示例性环410包括多个(在图4a和图4b中为十二个)堆叠，每个堆叠具有两个块，从而形成铁磁块(例如，由ndfeb、smco等形成的块)的两个子环。内子环由具有长度x0、宽度y0和高度(或深度)z0的块(例如，示例性块405b)形成。外子环由具有长度x1、宽度y0和高度(或深度)z0的块(例如，示例性块405a)形成。如所示的，外子环中的块的长度大于内子环中的块的长度(即x0<x1)，从而与如果以长度x0形成外子环中的块相比，减少了相邻块之间空的空间的量。照此，包含示例性环410的空间中的更多空间被场产生磁性材料占据，从而在相同的空间量中增加场强。应当理解，示例性环410中的布置仅仅是说明性的，并且可以使用块的其他布置(例如，堆叠的数量和每个堆叠内的块的数量)，原因是这些方面在这方面不受限制。

图5a至图5c和图6a至图6c示出了包括内永磁体环的内子环和外子环的块的示例性尺寸(例如，形成永磁体环410的块405a和405b的示例性尺寸)。具体地，图5a中示出的示例性块505(例如，内永磁体环410或内子环310c中的块)可以被制造成具有尺寸x0、y0和z0。根据一些实施方式，x0的尺寸在20毫米与25毫米之间的范围内，y0的尺寸在8毫米与12毫米之间，z0的尺寸在19毫米与23毫米之间。图6a中示出的示例性块605(例如，内永磁体环410的外子环中的块)可以被制造成具有尺寸x1、y0和z0。根据一些实施方式，x1的尺寸在27毫米与32毫米之间的范围内。应当理解，示例性块505和605的尺寸仅仅是说明性的，并且可以根据需要选择尺寸，并且在这方面不受限制。另外，可以使用任何一种铁磁材料或铁磁材料的组合来形成块，原因是这些方面不限于用于任何特定类型的磁性材料。

图7a和图7b示出了根据一些实施方式的中间环710在远离轭框架的象限中的部分715(例如，图3b中示出的、环310b在象限315c中的部分)的不同视图。环710的示例性部分715包括多个(在图7a和图7b中为五个)堆叠，每个堆叠具有三个块，从而形成铁磁块(例如，由ndfeb、smco等形成的块)的三个子环。内子环由具有长度x2、宽度y1和高度(或深度)z1的块(例如，示例性块705c)形成。中间子环由具有长度x3、宽度y1和高度(或深度)z1的块(例如，示例性块705b)形成。外子环由具有长度x4、宽度y1和高度(或深度)z1的块(例如，示例性块705a)形成。如所示的，外子环中的块的长度大于中间子环中的块的长度，中间子环中的块的长度又大于内子环中的块的长度(即，x2<x3<x4)，从而与如果以长度x2形成所有子环中的块相比，减少了相邻块之间空的空间的量。照此，包含示例性环710的空间中的更多空间被场产生磁性材料占据，从而在相同的空间量中增加场强。应当理解，示例性环710中的布置仅仅是说明性的，并且可以使用块的其他布置(例如，堆叠的数量和每个堆叠内的块的数量)，原因是这些方面在这方面不受限制。

图7c和图7d示出了根据一些实施方式的中间环710在相对于轭框架的中间处的象限中的部分715’(例如，图3b中示出的环310b在象限315b和/或315d中的部分)的不同视图。也就是说，例如在中间象限与轭框架等距的实施方式中，部分715’可以用于两个中间象限。环710的示例性部分715’包括多个(在图7c和图7d中为五个)堆叠，每个堆叠具有三个块，从而形成铁磁块(例如，由ndfeb、smco等形成的块)的三个子环。内子环由具有长度x2、宽度y1和高度(或深度)z2的块(例如，示例性块705c’)形成。中间子环由具有长度x3、宽度y1和高度(或深度)z2的块(例如，示例性块705b’)形成。外子环由具有长度x4、宽度y1和高度(或深度)z2的块(例如，示例性块705a’)形成。如所示的，外子环中的块的长度大于中间子环中的块的长度，中间子环中的块的长度又大于内子环中的块的长度(即，x2<x3<x4)，从而与如果以长度x2形成所有子环中的块相比，减少了相邻块之间空的空间的量。照此，包含示例性环710的空间中的更多空间被场产生磁性材料占据，从而在相同的空间量中增加场强。应当理解，示例性环710中的布置仅仅是说明性的，并且可以使用块的其他布置(例如，堆叠的数量和每个堆叠内的块的数量)，原因是这些方面在这方面不受限制。

图7e和图7f示出了根据一些实施方式的中间环710在最靠近轭框架的象限中的部分715”(例如，图3b中示出的、环310b在象限315a中的部分)的不同视图。环710的示例性部分715”包括多个(在图7e和图7f中为五个)堆叠，每个堆叠具有三个块，从而形成铁磁块(例如，由ndfeb、smco等形成的块)的三个子环。内子环由具有长度x2、宽度y1和高度(或深度)z3的块(例如，示例性块705c”)形成。中间子环由具有长度x3、宽度y1和高度(或深度)z3的块(例如，示例性块705b”)形成。外子环由具有长度x4、宽度y1和高度(或深度)z3的块(例如，示例性块705a”)形成。如所示的，外子环中的块的长度大于中间子环中的块的长度，中间子环中的块的长度又大于内子环中的块的长度(即，x2<x3<x4)，从而与如果以长度x2形成所有子环中的块相比，减少了相邻块之间空的空间的量。照此，包含示例性环710的空间中的更多空间被场产生磁性材料占据，从而在相同的空间量中增加场强。应当理解，示例性环710中的布置仅仅是说明性的，并且可以使用块的其他布置(例如，堆叠的数量和每个堆叠内的块的数量)，原因是这些方面在这方面不受限制。

图8a至图8c、图9a至图9c以及图10a至图10c示出了包括中间永磁体环的内子环、中间子环和外子环的块的示例性尺寸(例如，形成图7a至图7f中示出的永磁体环710的块705a至705c、705a’至705c’以及705a”至705c”的示例性尺寸)。具体地，图8a中示出的示例性块805(例如，中间永磁体环710或310b的内子环中的块)可以被制造成具有如图8b和图8c中标记的尺寸x2、y1和zn。根据一些实施方式，x2的尺寸在31毫米与35毫米之间的范围内，y1的尺寸在6毫米与10毫米之间，zn的尺寸在21毫米与25毫米之间。图9a中示出的示例性块905(例如，中间永磁体环710或310b的中间子环中的块)可以被制造成具有如图9b和图9c中标记的尺寸x3、y1和zn。根据一些实施方式，x3的尺寸在34毫米与38毫米之间的范围内。类似地，图10a中示出的示例性块1005(例如，中间永磁体环710或310b的外子环中的块)可以被制造成具有如图10b和图10c中标记的尺寸x4、y1和zn。根据一些实施方式，x4的尺寸在37毫米与41毫米之间的范围内。应当理解，示例性块805、905和1005的尺寸仅仅是说明性的，并且可以根据需要选择尺寸，并且在这方面不受限制。另外，可以使用任何一种铁磁材料或铁磁材料的组合来形成块，原因是这些方面不限于用于任何特定类型的磁性材料。如以上所讨论的，块的高度可以被改变成补偿由轭的存在引起的对磁场的均匀性的影响。根据一些实施方式，zn根据块出现在哪个象限(例如，块是在象限715中、在象限715’中还是在象限715”中)而变化，在下面讨论其进一步的细节。

图11a和图11b示出了根据一些实施方式的外环1110在远离轭框架的象限中的部分1115(例如，图3b中示出的、环310a在象限315c中的部分)的不同视图。环1110的示例性部分1115包括多个(在图11a和图11b中为九个)堆叠，每个堆叠具有三个块，从而形成铁磁块(例如，由ndfeb、smco等形成的块)的三个子环。内子环由具有长度x5、宽度y2和高度(或深度)z4的块(例如，示例性块1105c)形成。中间子环由具有长度x6、宽度y2和高度(或深度)z4的块(例如，示例性块1105b)形成。外子环由具有长度x7、宽度y2和高度(或深度)z4的块(例如，示例性块1105a)形成。如所示的，外子环中的块的长度大于中间子环中的块的长度，中间子环中的块的长度又大于内子环中的块的长度(即，x5<x6<x7)，从而与如果以长度x5形成所有子环中的块相比，减少了相邻块之间空的空间的量。照此，包含示例性环1110的空间中的更多空间被场产生磁性材料占据，从而在相同的空间量中增加场强。应当理解，示例性环1110的布置仅仅是说明性的，并且可以使用块的其他布置(例如，堆叠的数量和每个堆叠内的块的数量)，原因是这些方面在这方面不受限制。

图11c和图11d示出了根据一些实施方式的外环1110在相对于轭框架的中间处的象限中的部分1115’(例如，图3b中示出的、环310a在象限315b和/或315d中的部分)的不同视图。也就是说，例如在中间象限与轭框架等距的实施方式中，部分1115’可以用于两个中间象限。环1110的示例性部分1115’包括多个(在图11c和图11d中为九个)堆叠，每个堆叠具有三个块，从而形成铁磁块(例如，由ndfeb、smco等形成的块)的三个子环。内子环由具有长度x5、宽度y2和高度(或深度)z5的块(例如，示例性块1105c’)形成。中间子环由具有长度x6、宽度y2和高度(或深度)z5的块(例如，示例性块1105b’)形成。外子环由具有长度x7、宽度y2和高度(或深度)z5的块(例如，示例性块1105a’)形成。如所示的，外子环中的块的长度大于中间子环中的块的长度，中间子环中的块的长度又大于内子环中的块的长度(即，x5<x6<x7)，从而与如果以长度x5形成所有子环中的块相比，减少了相邻块之间空的空间的量。照此，包含示例性环1110的空间中的更多空间被场产生磁性材料占据，从而在相同的空间量中增加场强。应当理解，示例性环1110的布置仅仅是说明性的，并且可以使用块的其他布置(例如，堆叠的数量和每个堆叠内的块的数量)，原因是这些方面在这方面不受限制。

图11e和图11f示出了根据一些实施方式的外环1110在最靠近轭框架的象限中的部分1115”(例如，图3b中示出的、环310a在象限315a中的部分)的不同视图。环1110的示例性部分1115”包括多个(在图11e和图11f中为九个)堆叠，每个堆叠具有三个块，从而形成铁磁块(例如，由ndfeb、smco等形成的块)的三个子环。内子环由具有长度x5、宽度y2和高度(或深度)z6的块(例如，示例性块1105c”)形成。中间子环由具有长度x6、宽度y2和高度(或深度)z6的块(例如，示例性块1105b”)形成。外子环由具有长度x7、宽度y2和高度(或深度)z6的块(例如，示例性块1105a”)形成。如所示的，外子环中的块的长度大于中间子环中的块的长度，中间子环中的块的长度又大于内子环中的块的长度(即，x5<x6<x7)，从而与如果以长度x5形成所有子环中的块相比，减少了相邻块之间空的空间的量。照此，包含示例性环1110的空间中的更多空间被场产生磁性材料占据，从而在相同的空间量中增加场强。应当理解，示例性环1110的布置仅仅是说明性的，并且可以使用块的其他布置(例如，堆叠的数量和每个堆叠内的块的数量)，原因是这些方面在这方面不受限制。

图12a至图12c、图13a至图13c以及图14a至图14c示出了包括外永磁体环的内子环、中间子环和外子环的块的示例性尺寸(例如，形成永磁体环1110的块1105a至1105c、1105a’至1105c’以及1105a”至1105c”的示例性尺寸)。具体地，图12a中示出的示例性块1205(例如，外永磁体环1110或310a的内子环中的块)可以被制造成具有如图12b和图12c中标记的尺寸x5、y2和zi。根据一些实施方式，x5在34毫米与38毫米之间的范围内，y2在16毫米与20毫米之间的范围内，zi在22毫米与27毫米之间的范围内。图13a中示出的示例性块1305(例如，外永磁体环1110或310a的中间子环中的块)可以被制造成具有如图13b和图13c中标记的尺寸x6、y2和zi。根据一些实施方式，x6在37毫米与43毫米之间的范围内，y2在16毫米与20毫米之间的范围内，zi在22毫米与27毫米之间的范围内。类似地，图14a中示出的示例性块1405(例如，外永磁体环1110或310a的外子环中的块)可以被制造成具有如图14b和图14c中标记的尺寸x7、y2和zi。根据一些实施方式，x7在40毫米与45毫米之间的范围内，y2在16毫米与20毫米之间的范围内，zi在22毫米与27毫米之间的范围内。应当理解，示例性块1205、1305和1405的尺寸仅仅是说明性的，可以根据需要选择尺寸，并且在这方面不受限制。另外，可以使用任何一种铁磁材料或铁磁材料的组合来形成块，原因是这些方面不限于用于任何特定类型的磁性材料。如以上所讨论的，块的高度可以被改变成补偿由轭的存在引起的对磁场的均匀性的影响。根据一些实施方式，zi根据块出现在哪个象限(例如，块是在象限1115中、在象限1115’中还是在象限1115”中)而变化，在下面讨论其进一步的细节。

应当理解，图3a中示出的永磁体可以使用任何数量和布置的永磁体块来制造，并且限于本文示出的数量、布置、尺寸或材料。永磁体的配置将至少部分地取决于b0磁体的设计特性，所述设计特性包括但不限于用于意在操作b0磁体的mri系统所需的场强、视场、便携性和/或成本。例如，永磁体块可以被确定尺寸成产生范围从20mt到.1t的磁场，这取决于期望的场强。然而，应当理解，可以通过增加永磁体的尺寸来产生其他低场强(例如，高达约.2t)，但是这样的增加也将增加b0磁体的大小、重量和成本。

如以上所讨论的，可以改变在不同象限中使用的块的高度或深度，以补偿由不对称的轭引起的对b0磁场的影响。例如，在图3a中示出的配置中，框架322(特别是支柱325a和325b)到永磁体310a和310b的位置导致磁通量被拉离框架附近的区域(例如，象限315a)，从而降低了这些区域中的通量密度。为了解决所得到的磁场的不均匀性，可以改变(例如，增加)受影响区域中的块的高度或深度，以生成另外的磁通量，以补偿由轭引起的磁通量密度的减小，从而提高b0磁体的视场内的b0磁场的均匀性。

发明人已经意识到，用于永磁体块的布置、尺寸和材料可以被选择成使在梯度线圈的操作期间由b0线圈产生的洛伦兹力最小化。该技术可以用于减少在mri系统的操作期间的振动和声学噪声。根据一些实施方式，永磁体块的设计被选择成减小垂直于b0场即平行于梯度线圈的平面的磁场分量。根据一些实施方式，永磁体块的外环被设计成在mri系统的视场外的区域中操作期间减小造成梯度线圈的振动的磁场分量，从而减少在mri系统的操作期间生成的振动和声学噪声。

图15a至图15c示出了根据一些实施方式的示例性永磁体盘(例如，图3b中示出的永磁体盘310d)。永磁体盘1510被配置成被放置在永磁体(例如，图3a中示出的永磁体310a和/或310b)的中心处，以有助于由永磁体产生的b0场。永磁体盘1510可以由任何合适的铁磁材料(例如，ndfeb、smco等)形成并且具有合适的尺寸，使得当被磁化时，永磁体盘产生期望的磁场。示例性永磁体盘1510具有直径d(例如，在32毫米与36毫米之间的范围内)和厚度z7(例如，在18毫米与22毫米之间的范围内)，但是可以使用任何尺寸来满足特定b0磁体的设计要求(例如，以实现期望的场强度和/或均匀性)。

图16示出了根据一些实施方式的b0磁体1600。b0磁体1600可以与图3a中示出的b0磁体300共享设计部件。具体地，b0磁体1600由以双平面几何形状布置的永磁体1610a和1610b以及轭1620形成，轭1620耦接至永磁体1610a和1610b以捕获由永磁体产生的电磁通量并将通量递送到相对的永磁体以增加永磁体1610a与1610b之间的通量密度。永磁体1610a和1610b中的每一个由多个同心永磁体形成，如永磁体1610b所示，永磁体1610b包括永磁体的外环1614a、永磁体的中间环1614b、永磁体的内环1614c以及中心处的永磁体盘1614d。永磁体1610a可以包括与永磁体1610b相同的一组永磁体元件。可以根据系统的设计要求来选择使用的永磁体材料(例如，ndfeb、smco等，取决于期望的特性)。

永磁体环被确定大小并被布置成在永磁体1610a与1610b之间的中心区域(视场)中产生具有期望强度的均匀场。具体地，如下面进一步详细讨论的，在图16中示出的示例性实施方式中，每个永磁体环包括被确定大小并被定位成产生期望的b0磁场的多个圆弧区段。以与图3a中示出的轭320类似的方式，轭1620被配置且被布置成捕获由永磁体1610a和1610b生成的磁通量，并将其引导至b0磁体的相对侧以增加永磁体1610a与1610b之间的通量密度。因此，轭1620使用较少的永磁体材料增加了b0磁体的视场内的场强，从而减小了b0磁体的大小、重量和成本。轭1620还包括框架1622以及板1624a和1624b，板1624a和1624b以与上面结合轭1620描述的方式类似的方式捕获由永磁体1610a生成的磁通量并且经由轭的磁返回路径循环该磁通量，以增加b0磁体的视场中的通量密度。轭1620的结构可以类似于上述结构，以提供足够的材料来接纳由永磁体生成的磁通量并提供足够的稳定性，同时使所使用的材料的量最小化以例如降低b0磁体的成本和重量。

图17示出了永磁体1710的自顶向下的视图，该视图可以例如用作图16中示出的b0磁体1600的永磁体1710a和1710b的设计。永磁体1710包括同心环1710a、1710b和1710c以及中心处的铁磁盘1710d，每个同心环由铁磁材料的多个圆弧区段构造。箭头22指示永磁体附接至的轭的框架的方向。在轭不对称的实施方式中(例如，轭1620)，轭将导致其捕获并聚焦磁通量的由永磁体产生的磁场也不对称，从而对b0磁场的均匀性产生负面影响。根据一些实施方式，改变圆弧区段的一个或更多个尺寸以补偿轭对由永磁体产生的磁场的影响。例如，如下面进一步详细讨论的，可以改变图17中标记的四个象限1715a、1715b、1715c和1715d中的圆弧区段的一个或更多个尺寸以补偿轭对b0磁场的影响。

图18a和图18b示出了根据一些实施方式的内环1810(例如，图17中示出的环1710c)的不同视图。示例性环1810包括多个(在图18a和图18b中示出的示例性环1810中为八个)铁磁圆弧区段(例如，由ndfeb、smco等形成的区段)，每个区段跨越环的45°。在示例性环1810中，圆弧区段(例如，示例性圆弧区段1805)被确定尺寸成提供具有内径r1和外径r2以及高度或深度z8的环。根据一些实施方式，内环1810具有r1在45mm与47mm之间(例如，46.08mm)、r2在62mm与64mm之间(例如，62.91mm)并且z8在22mm与25mm之间(例如，23.46mm)的尺寸。应当理解，可以根据需要来选择圆弧区段的数量及其尺寸以产生期望的b0磁场(例如，期望的场强和/或均匀性)，原因是这些方面在这方面不受限制。

图18c和图18d示出了可以用于形成图18e中示出的中间环1810(例如，图17中示出的环1710b)的区段1815的不同视图。例如，区段1815可以用于提供如图18e中示出的象限q1至q4中的区段(还例如，图17中示出的环1710b在象限1715a至1715d中的区段)。示例性部分1815’包括多个铁磁圆弧区段(例如，由ndfeb、smco等形成的区段)，在图18c至图18e中，各自跨越45°的两个圆弧区段(例如，示例性圆弧区段1805’)形成环1810’的象限。在环1810’的示例性部分1815’中，圆弧区段被确定尺寸成提供具有内径r1和外径r2以及高度或深度z9的环，可以为每个象限选择尺寸以实现期望的磁场，下面提供其非限制性示例。

图18f和图18g示出了可以用于形成图18h中示出的外环1810”(例如，图17中示出的环1710a)的区段1815的不同视图。例如，区段1815”可以用于提供如图18h中示出的象限q1至q4中的区段(还例如，图17中示出的环1710a在象限1715a至1715d中的区段)。示例性部分1815”包括多个铁磁圆弧区段(例如，由ndfeb、smco等形成的区段)，在图18f至图18h中，各自跨越环1810”的18°的五个圆弧区段(例如，示例性圆弧区段1805”)形成环1810”的象限。在环1810”的示例性区段1815中，圆弧区段被确定尺寸成提供具有内径r1和外径r2以及高度或深度z10的环，可以为每个象限选择尺寸以实现期望的磁场。

如以上所讨论的，发明人开发了低功率、便携式低场mri系统，该低场mri系统可以部署在几乎任何环境中并且可以被带到将经历成像过程的患者。以这种方式，急诊室、重症监护室、手术室和许多其他位置处的患者可以在mri按照惯例不可用的情况下从mri获益。下面进一步详细讨论有助于便携式mri的各方面。

图19a和图19b示出了根据一些实施方式的低功率、便携式低场mri系统。便携式mri系统1900包括b0磁体1905，b0磁体1905包括通过铁磁轭1920彼此磁耦合的至少一个第一永磁体1910a和至少一个第二永磁体1910b，铁磁轭1920被配置成捕获并引导磁通量以增加mri系统的成像区域(视场)内的磁通量密度。永磁体1910a和1910b可以使用任何合适的技术来构造，包括本文描述的技术中的任何技术(例如，使用结合图3a中示出的b0磁体300和/或图16中示出的b0磁体1600描述的并在其伴随的说明中描述的技术、设计和/或材料中的任何技术、设计和/或材料)。轭1920也可以使用本文描述的技术中的任何技术(例如，使用结合图3a和图16中示出的轭320和轭1620描述的并在其伴随的说明中描述的技术、设计和/或材料中的任何技术、设计和/或材料)来构造。应当理解，在一些实施方式中，b0磁体1905可以使用利用本文描述的电磁体技术中的任何电磁体技术(例如，使用结合图2a和图2b中示出的b0磁体200描述的并在其伴随的说明中描述的技术、设计和/或材料中的任何技术、设计和/或材料)的电磁体来形成。b0磁体1905可以与一个或更多个其他磁性部件例如系统的梯度线圈(例如，x梯度线圈、y梯度线圈和z梯度线圈)和/或任何匀场部件(例如，匀场线圈或永磁体垫片)、b0校正线圈等一起被装入或封入壳体1912中。

b0磁体1905可以通过定位机构1990例如测角台耦接至或以其他方式附接或安装至基座1950(下面结合图45a至图45d以及图46a至图46b进一步详细讨论其示例)，使得b0磁体可以被倾侧(例如，围绕其质心被旋转)以提供倾斜以根据需要适应患者的解剖结构。在图19a中，b0磁体被示出为水平的而非倾斜的，而在图19b中，b0磁体被示出为在经过旋转之后以使支承被扫描的患者的解剖结构的表面倾斜。定位机构1990可以被固定到基座1950的一个或更多个承重结构，所述承重结构被布置成支承b0磁体1900的重量。

除了设置用于支承b0磁体的承重结构之外，基座1950还包括内部空间，该内部空间被配置成容纳操作便携式mri系统1900所需的电子器件1970。例如，基座1950可以容纳用以操作梯度线圈(例如，x、y和z)和rf发送/接收线圈的电力部件。发明人开发了通常低功率、低噪声和低成本的梯度放大器，所述梯度放大器被配置成向低场机制中的梯度线圈适当地供电，所述梯度放大器被设计成相对低成本，并且被构造成用于安装在便携式mri系统的基座内(即，而不是按照惯例进行的那样以架子静止地安装在固定装置的单独房间中)。在下面进一步详细描述用于操作梯度线圈的合适的电力部件的示例(例如，结合图20至图34描述的电力部件)。根据一些实施方式，用于为mri系统的梯度线圈供电的电力电子器件在系统空闲时消耗小于50w，而在mri系统工作时(即，在图像获取期间)消耗100w与300w之间。基座1950还可以容纳rf线圈放大器(即，用以操作系统的发送/接收线圈的功率放大器)、电源、控制台、电力分配单元以及操作mri系统所需的其他电子器件，下面描述其进一步的细节。

根据一些实施方式，操作便携式mri系统1900所需的电子器件1970消耗小于1kw的功率；在一些实施方式中，消耗小于750w的功率；而在一些实施方式中，消耗小于500w的功率(例如，利用永b0磁体解决方案的mri系统)。在下面进一步详细讨论用于有助于mri装置的低功率操作的技术。然而，也可以利用消耗更大功率的系统，原因是这些方面在这方面不受限制。图19a和图19b中示出的示例性便携式mri系统1900可以经由单个电力连接器1975被供电，该单个电力连接器1975被配置成连接至市电的源例如提供单相电力的插座(例如，标准或大型器具插座)。因此，便携式mri系统可以插入单个可用电力插座并从其被操作，从而消除了对专用电源的需要(例如，消除了对专用三相电源的需要，并且还消除了对用以将三相电力转换为单相电力以便分配给mri系统的相应部件的另外电力转换电子器件的需要)并且增加了mri系统的可用性以及可以使用便携式mri系统的环境和位置。

图19a和图19b中示出的便携式mri系统1900还包括使得便携式mri系统能够被运送到不同位置的运输机构1980。运输机构可以包括被配置成有助于便携式mri系统移动到例如需要mri的位置的一个或更多个部件。根据一些实施方式，运输机构包括耦接至驱动轮1984的马达1986。以这种方式，运输机构1980在将mri系统1900运送到期望位置时提供机动辅助。运输机构1980还可以包括多个脚轮1982以辅助支承和稳定性以及有助于运送。

根据一些实施方式，运输机构1980包括使用控制器(例如，操纵杆或可以由人操纵的其他控制器)控制的机动辅助，以在运送到期望位置期间引导便携式mri系统。根据一些实施方式，运输机构包括动力辅助装置，该动力辅助装置被配置成：检测力何时被施加到mri系统，并且作为响应，接合运输机构以在检测到的力的方向上提供机动辅助。例如，在图19a和图19b中示出的基座1950的轨道1955可以被配置成：检测力何时被施加到轨道(例如，通过人员在轨道上推动)并接合运输机构以提供机动辅助以在施加的力的方向上对轮进行驱动。因此，用户可以在响应于该用户施加的力的方向的运输机构的辅助下引导便携式mri系统。动力辅助机构还可以提供防止碰撞的安全机构。具体地，还可以检测与另一对象(例如，墙壁、床或其他结构)接触的力，并且运输机构将以远离对象的机动运动响应来作出相应地反应。根据一些实施方式，可以除去机动辅助，并且可以通过让人员使用手动力将系统移动到期望位置来运送便携式mri系统。

便携式mri系统1900包括向系统的成像区域提供电磁屏蔽的滑动件1960。滑动件1960可以是透明的或半透明的，以保持mri系统的开放感，以帮助在在闭合孔内执行常规的mri期间可能经历幽闭恐怖症的患者。滑动件1960还可以被穿孔以允许空气流动以增加开放感以及/或者消散由mri系统在操作期间生成的声学噪声。滑动件可以具有并入其中以阻挡电磁噪声到达成像区域的屏蔽1965。根据一些实施方式，滑动件1960也可以由向成像区域提供屏蔽1965并提升系统的开放感的导电网形成。因此，滑动件1960可以提供可移动以使得患者能够被定位在系统内的电磁屏蔽，从而允许一旦患者被定位或者在获取期间由人员进行调节，以及/或者使得外科医生能够获得对患者的访问等。因此，可移动的屏蔽有助于如下灵活性，该灵活性使得便携式mri系统不仅能够在未屏蔽的房间中被使用，而且使得以其他方式不可用的过程能够被执行。在下面进一步详细讨论提供变化级别的电磁屏蔽的示例性滑动件。

根据一些实施方式，便携式mri系统不包括如下滑动件，所述滑动件提供基本上开放的成像区域，有助于将患者更容易地放置在系统内，减少幽闭恐怖症的感觉以及/或者改善对被定位在mri系统内的患者的访问(例如，允许医生或外科医生在成像过程之前、期间或之后访问患者，而不必将患者从系统中移除)。发明人开发了有助于利用变化级别的电磁屏蔽来执行mri的技术，包括成像区域的不屏蔽或基本上不屏蔽，包括适于抑制环境中的电磁噪声的噪声抑制系统。根据一些实施方式，便携式mri系统1900可以配备有使用本文描述的噪声抑制和/或避免技术中的一种或更多种噪声抑制和/或避免技术的噪声降低系统，以例如与便携式mri系统1900的给定屏蔽布置的屏蔽配置协作动态地调整噪声抑制/消除响应。因此，便携式低场mri系统1900可以被运送到患者和/或期望位置并且在专门屏蔽的房间外(例如，在急诊室、手术室、nicu、全科医生的办公室、诊所中)被操作以及/或者直接被带到无论在哪里的患者的床边，从而使得能够在需要mri的时间和地点进行mri。如下面进一步详细讨论的，为了有助于可以在几乎任何位置操作的便携式mri，发明人开发了低功率mri系统，根据一些实施方式，低功率mri系统被配置成由市电(例如，来自标准或工业壁式插座的单相电力)供电。

如以上所讨论的，常规的mri系统消耗大量电力，从而需要专用的三相电源来操作。特别地，使用超导材料来形成b0磁体的常规mri系统需要低温冷却系统，所述低温冷却系统消耗大量电力以使导体保持在超导状态。另外，用于操作梯度放大器的功率放大器是大功率部件，所述功率放大器汲取大量电力并且通常存放在容纳系统的电子部件的单独房间中。此外，被配置成操作常规mri系统的发送/接收线圈系统的电力部件也消耗大量电力。许多常规的高场mri系统需要hvac系统，所述hvac系统也汲取大量电力。

常规的mri系统是需要专门和专用空间的固定装置。因此，用于操作mri系统的专用三相电力连接器的要求不是对这些系统的关键限制，原因是它仅是常规的mri装置的许多专用和专门的特征之一。然而，需要专用三相电源对可以操作便携式mri系统的位置施加了显著的限制。因此，发明人开发了一种有助于mri系统的便携性的低功率mri系统。例如，根据一些实施方式，低功率mri系统被配置成使用市电(例如，来自标准或工业插座的单相电力)来进行操作。下面进一步详细讨论低功率mri系统的示例性方面。

根据一些实施方式，低功率mri系统包括永b0磁体(例如，本文讨论的永磁体中的任何永磁体，例如图3a和图16中示出的那些永磁体)。因为永b0磁体一旦被磁化就将产生其自己的持久磁场，因此不需要电力来操作永b0磁体以生成其磁场。因此，如下面结合示例性低功率mri系统进一步详细讨论的，可以除去对mri系统的总功耗的显著(通常是主导的)贡献者，从而有助于可以使用市电(例如，经由标准壁式插座或普通大型家用器具插座)供电的mri系统的开发。

此外，适于操作梯度线圈系统的常规电力部件通常至少部分地由于费用和噪声级别而不适合用于低场mri，并且由于功耗、大小和重量而不适合用于低功率和/或便携式mri。例如，虽然在当前可用的mri系统中用于操作梯度线圈的常规电力部件的成本可能是可接受的，原因是与高场mri装置的总成本相比相对微不足道，但这种成本在被设计为较低成本替选方案的低场mri系统的背景下可能高得令人无法接受。因此，按照惯例用于高场mri的电力部件的成本可能不成比例得大，这对于一些较低成本的低场mri系统而言不令人满意。

另外，低场(以及特别是极低场机制和超低场机制)中的相对低的snr致使常规的梯度线圈电力部件不合适。具体地，用于驱动梯度线圈的常规电力部件通常不适用于低场mri系统，原因是这些常规电力部件没有被设计成驱动线圈但具有足够低的噪声。尽管由这样的电力部件注入的噪声在高场mri系统的高snr机制中可能是可接受的，但是这样的部件通常不提供足够低水平的噪声以在低场mri系统中提供可接受的图像品质。例如，常规电力部件可能表现出用于在低场背景下使用的输出(例如，纹波)中的不令人满意的变化，从而将相对显著的噪声注入到低场mri系统的梯度线圈系统中。

此外，被配置成驱动当前可用的mri系统的梯度线圈系统的常规电力部件没有被设计为功率高效，因此消耗大量电力。另外，被配置成操作当前可用的mri系统的梯度线圈系统的常规电力部件是大、重的装置，通常与其他电子部件一起被以架子安装在与mri装置相邻的单独房间中。因此，常规的梯度电力部件不适用于低功率、便携式mri系统。

发明人开发了适合于驱动低场mri系统的梯度线圈系统的低噪声、低功率梯度电力部件。具体地，由发明人开发的技术提供了适用于低场、极低场或超低场mri系统的低成本、低功率、低噪声梯度线圈系统，更具体地，提供了可以使用标准和/或通常可用的电力连接器进行操作的便携式mri系统。也就是说，除了有助于低功率mri系统之外，梯度线圈和梯度线圈电力部件还至少部分地由于梯度电力部件的低噪声操作而有助于使用常规梯度线圈系统无法获得的较低场强的mri。根据一些实施方式，用于为mri系统的梯度线圈供电的电力电子器件在系统空闲时消耗小于50w，而在mri系统工作时(即，在图像获取期间)消耗100w与300w之间，从而使得能够从标准壁式电力操作，下面结合图20至图34进一步详细描述其一些示例。

图20示出了根据一些实施方式的用于根据期望的脉冲序列驱动电流通过mri系统的线圈2002以产生磁场的驱动电路系统。电力部件1914基于来自控制器1906的控制信号驱动电流通过线圈2002。如以上所讨论的，控制器1906可以基于由控制器1906实现的(或由一个或更多个其他控制器提供的)脉冲序列产生用于驱动电力部件1914的控制信号。在一些实施方式中，线圈2002可以是梯度线圈1928。然而，本文描述的技术在这方面不受限制，原因是线圈2002可以是磁体的线圈1922、匀场线圈1924或者rf发送和/或接收线圈1926。

被配置成向梯度线圈供电的电力部件通常提供相对高的电力并且通常需要提供对提供给梯度线圈的电流的精确控制，使得期望的脉冲序列可以被如实地递送。由于被递送的梯度脉冲序列与预期的(和预料的)脉冲序列之间的差异，将命令的电流递送到梯度线圈的不准确性导致信噪比降低。被配置成驱动梯度线圈的电力部件还应当响应于将命令的电流递送到梯度线圈，包括在命令的电流电平之间的快速转变，以便如实地产生期望的脉冲序列所需的电流波形。因此，发明人开发了能够被控制成向一个或更多个梯度线圈准确且精确地提供具有相对低噪声和相对高效率的电流以如实地再现期望的脉冲序列的电力部件，下面进一步详细讨论其一些实施方式。

在一些实施方式中，电力部件1914可以是驱动期望的电流通过线圈2002的“电流模式”电力部件。响应于来自控制器1906的电流命令，电力部件1914可以产生期望的电流。在这方面，电力部件1914可以操作为由电流命令(其可以由控制器提供为指示要提供给线圈2002的电流的电压电平)控制的电流源。控制器1906可以改变电流命令，使得电力部件1914产生根据选择的脉冲序列而改变的电流值。例如，控制器1906可以命令电力部件根据包括多个梯度脉冲的脉冲序列来驱动一个或更多个梯度线圈。对于每个梯度脉冲，电力部件可能需要在梯度脉冲的上升沿处使提供给相应梯度线圈的电流斜升，而在梯度脉冲的下降沿处使提供给梯度线圈的电流斜降。在下面进一步详细描述被配置成驱动梯度线圈以提供多个这样的梯度脉冲的电力部件的示例操作。

图21a示出了根据一些实施方式的梯度线圈电流波形的示例。在该示例中，梯度线圈电流在梯度脉冲的上升沿处在0.2ms的时间间隔内从0a快速斜升到+20a，保持在+20a处一段时间，然后在梯度脉冲的下降沿处快速斜降到-20a，并保持在-20a处一段时间。应当理解，产生梯度脉冲的示例性电流通过图示的方式被提供，并且不同的脉冲序列可以包括具有不同电流要求和/或电压要求的梯度脉冲。控制器1906和电力部件1914可以被配置成根据任何合适的脉冲序列驱动一个或更多个梯度线圈。

图21b示出了图21a中示出的梯度线圈电流的上升沿之前、期间和之后的电流命令、梯度线圈电流和梯度线圈电压的波形。梯度线圈电流是通过梯度线圈的电流。梯度线圈电压是梯度线圈两端的电压。电流命令是表示由电力部件1914驱动电流通过梯度线圈的量的信号。响应于0ms的时间处的电流命令，通过梯度线圈的电流开始朝向+20a的命令的电流上升。由于梯度线圈是电感负载，因此需要向梯度线圈提供相对大的电压以快速增加通过梯度线圈的电流。在mri应用中期望提供通过梯度线圈的电流快速增加，原因是提供梯度线圈电流值之间的快速转变可以减少获取时间并且可能需要实现某些脉冲序列。从图21a和图21b中示出的示例性电压和电流应当理解，电力部件1914可以具有以相对高的功率驱动梯度线圈的能力。

作为示例，梯度线圈可以具有200μh的电感和100mω的电阻。由于通过梯度线圈的电流的变化率与其电感成比例，因此需要向梯度线圈提供100v的电压来以100a/ms的速率增加其电流。然而，一旦梯度线圈电流电平在20a处中止，电压需求就会显著下降。此时，由于电流不再变化，因此所需的电压取决于梯度线圈的电阻。由于梯度线圈的电阻为100mω，因此需要提供给梯度线圈以保持电流稳定在20a的电压为2v，这显著低于在电流值之间转变期间所需的电压(100v)。然而，电流、电压、电感和电阻的这些值仅通过示例的方式被提供，原因是可以使用任何合适的梯度线圈设计，其可以具有不同的电感值和/或电阻值。此外，可以使用和/或需要电流、电压、转变定时等值的其他合适的值来实现给定的脉冲序列。

由于梯度线圈的电阻可以相对低(例如，小于500mω)，因此在一些实施方式中，电力部件1914具有相对低的输出阻抗，以便有效地提供命令电流。例如，根据一些实施方式，电力部件1914包括被配置成向一个或更多个梯度线圈供电(例如，根据期望的脉冲序列向一个或更多个梯度线圈提供电流)的线性放大器。为了实现具有低输出阻抗的线性放大器，可以使用具有低等效串联电阻的合适大小的晶体管以及/或者可以并联连接多个晶体管以共同产生低电阻。互连可以被设计成具有相对低的电阻。在一些实施方式中，线性放大器的输出阻抗可以例如比梯度线圈的阻抗小两倍。在一些实施方式中，线性放大器的晶体管两端的电压降可以在操作中相对低，例如小于5v、小于2v或小于1v(并且大于0v)。使用具有相对低的输出阻抗的放大器可能对于驱动电流通过梯度线圈特别有用，该梯度线圈可以具有大的dc电流。低输出阻抗可以提高效率并限制放大器的发热。下面进一步详细讨论示例性线性放大器实现的细节。

图22a示出了根据一些实施方式的具有电流反馈回路和电压反馈回路的电力部件1914的示例。电力部件1914被配置成根据期望的脉冲序列提供驱动一个或更多个梯度线圈所需的电流。照此，电力部件1914被设计成低噪声电流源，其可以被精确地控制成提供驱动一个或更多个梯度线圈以如实地产生期望的梯度磁场所需的命令的电流波形。电力部件1914包括比较器2101，比较器2101在其非反相输入端子处从控制器1906接收电流命令，并且在其反相输入端子处从电流传感器2201接收电流反馈信号fb。电流命令可以是表示命令的电流的电压值。电流反馈信号fb可以是表示测量的电流的电压值。在一些实施方式中，可以使用高品质电流传感器来提供准确的反馈信号fb，该反馈信号fb可以提高梯度线圈电流脉冲的准确度。

比较器2101产生表示电流命令与电流反馈信号fb之间的差异的误差信号e(例如，电压)。放大器电路2102放大误差信号以产生放大的误差信号，该放大的误差信号被提供给输出级2103。输出级2103基于放大的误差信号驱动线圈2002。如以上所讨论的，通过电流传感器2201测量通过线圈2002的电流，并将反馈信号fb反馈回到比较器2101。因此，电流反馈回路使通过线圈2002的电流等于由控制器1906命令的电流。在这方面，电力部件1914可以操作为压控电流源。根据一些实施方式，高准确度、高精度的电流传感器2201用于确保提供给梯度线圈的电流输出准确地跟踪由控制器1906命令的电流。因此，被设置成向梯度线圈供电的电流可以被保持尽可能接近命令的电流。电力部件1914还具有将输出级2103的输出电压提供给电压放大器电路2102的输入端的电压反馈回路。

如图22b中所示，电压放大器电路2102可以包括运算放大器oa，运算放大器oa在其非反相输入端处接收误差信号e并在其反相输入端处接收电压反馈信号v_fb。电压反馈信号可以通过电阻分压器(例如，包括电阻器r1和r2)被提供给运算放大器的反相输入端，这使得运算放大器基于分压器中的电阻值的比率来放大输入电压。通过示例的方式，任何合适的电压增益例如5至15的增益可以用于电压放大器。在一些实施方式中，输出级的电压增益可以是1(一)。

如图22a中所示，在一些实施方式中，控制器1906可以向输出级2103提供命令。控制器1906可以命令输出级2103产生适合于提供执行脉冲序列的相应部分所需的电流的电源电压。作为示例，该命令可以使输出级的电力转换器在梯度线圈电流脉冲之前开始斜升电源电压的幅度。下面参照图33d进一步详细讨论这样的命令。

在一些实施方式中，输出级2103被配置成由多个电力供给端子以不同电压选择性地供电。可以根据由电压放大器产生的输出电压来选择为输出级2103供电而选择的电力供给端子。例如，当电力部件被命令产生相对高(正)输出电压时，可以从相对高(正)电压供给端子向电力部件供电，而当电力部件被命令产生相对低(正)输出电压时，从相对低(正)电压供给端子向电力部件供电。因此，当产生相对低的输出电压时，可以通过减小其(一个或多个)晶体管两端的电压降来提高电力部件的效率。应当理解，可以使用任何数量的供给端子和电压电平，原因是这些方面在这方面不受限制。例如，可以使用高、中和低电压供给端子(正和负两者)，或者适用于特定设计和/或实现的甚至更多的数量。

图23a示出了适用于为磁共振成像系统的一个或更多个梯度线圈供电的具有输出vout、iout的输出级2103a的示例。为了提高为一个或更多个梯度线圈供电的电力效率，可以由不同的供给端子根据输出电压vout向输出级2103a供电。例如，输出级2103a可以由第一极性的多个供给端子(例如，多个不同的正电压)和/或第二极性的多个供给端子(例如，多个不同的负电压)供电。为了便于低噪声操作，根据一些实施方式，输出级2103a可以包括线性放大器2104。根据一些实施方式，不同的供给端子中的每一个提供不同的固定供给电压。如下面进一步详细讨论的，根据一些实施方式，不同的供给端子中的一个或更多个产生可变的供给电压。

在操作中，如果在vout处产生正输出电压，则开关电路系统s1根据输出电压的幅度将线性放大器2104的高侧电力输入端连接至高电压端子+vhigh或低电压端子+vlow。如果要产生相对高的输出电压(例如，如果要产生的输出电压超过特定阈值)，则开关电路系统s1将线性放大器2104的高侧电力输入端连接至高电压端子+vhigh。如果要产生相对低的输出电压(例如，如果要产生的输出电压保持低于特定阈值)，则开关电路系统s1将线性放大器2104的高侧电力输入端连接至低电压端子+vlow。类似地，如以上所讨论的，如果产生负输出电压，则开关电路系统s2根据输出电压的幅度将线性放大器2104的低侧电力输入端连接至高电压端子-vhigh或低电压端子-vlow。可以使用任何合适的开关电路系统s1和s2。这样的开关电路系统可以包括被动地被切换的二极管和/或主动地被切换的晶体管。

在一些实施方式中，高电压或低电压端子可以直接连接至线性放大器2104，而没有中间开关s1或s2。例如，如图23b中示出的示例性输出级2103a’所示，高电压端子+vhigh和-vhigh可以直接连接至线性放大器2104，而低电压端子+vlow和-vlow可以通过相应的开关s1和s2连接至线性放大器2104。线性放大器2104可以被设计成使得其由低电压供给端子供电，除非其电压不足以提供输出电流，在这种情况下线性放大器2104由高电压供给端子供电。应当理解，+-vhigh和+-vlow的使用仅仅是示例性的，并且可以使用任何数量的电压电平来提供期望的输出电压。例如，分别在+-vhigh和+-vlow之间的一个或更多个中间电压电平可以用于产生期望的电压电平。

图24示出了具有多个驱动电路2401至2404的输出级2103a的示例。驱动电路2401至2404驱动线性放大器2104，线性放大器2104包括多个晶体管电路2405至2408，每个晶体管电路包括一个或更多个晶体管。线性放大器2104可以根据要产生的输出电压被连接至高电压供给端子或低电压供给端子。

当要产生低正输出电压时，(一个或多个)晶体管2406经由开关电路系统s3被连接至低电压端子+vlow。(一个或多个)晶体管2405被驱动电路2401截止，以将晶体管2406与高电压端子+vhigh隔离。驱动电路2402基于输入而驱动作为线性放大元件的(一个或多个)晶体管2406，以使用低电压端子+vlow作为电流源来产生放大的输出。

为了提供高正输出电压，驱动电路2401使(一个或多个)晶体管2405导通以将高电压端子+vhigh连接至晶体管2406。可以关断开关电路系统s3以将(一个或多个)晶体管2406与低电压端子+vlow隔离。驱动电路2402可以驱动(一个或多个)晶体管2406完全导通，使得(一个或多个)晶体管2405被连接至输出级2103a的输出端。驱动电路2401基于输入来驱动作为线性放大元件的(一个或多个)晶体管2405，以使用高电压端子+vhigh来产生放大的输出。

因此，低电压端子+vlow可以用于提供低输出电压，而高电压端子+vhigh可以用于提供高输出电压。类似地，驱动电路2403和2404、(一个或多个)晶体管2407和2408以及开关电路系统s4可以提供负输出电压。当产生负输出电压时，驱动电路2401和2402可以使(一个或多个)晶体管2405和2406截止。类似地，当产生正输出电压时，驱动电路2403和2404可以使(一个或多个)晶体管2407和2408截止。

(一个或多个)晶体管2406可以操作为线性放大器2104的用于低输出电压的线性放大元件，而(一个或多个)晶体管2405可以操作为用于高输出电压的线性放大元件。在一些实施方式中，(一个或多个)晶体管2406和2405可以被偏置成使得：对于低正输出电压与高正输出电压之间的转变区域，(一个或多个)晶体管2405和2406两者都充当线性放大器2104的线性放大元件，即，(一个或多个)晶体管2405和2406既不完全导通也不完全截止。在这样的转变期间将晶体管2405和2406两者操作为线性元件可以有助于线性放大器2104具有平滑且连续的传递函数。晶体管2407和2408可以与晶体管2405和2406类似地操作以产生一系列负输出电压。

在一些实施方式中，开关电路系统s3和s4可以由二极管实现，所述二极管根据是否正在使用高电压端子而自动导通或关断。例如，如果开关电路系统s3包括二极管，则阳极可以连接至端子+vlow，而阴极可以连接至(一个或多个)晶体管2406，使得电流只能从端子+vlow流出到输出级2103a中。然而，本文描述的技术在这方面不受限制，原因是可以使用诸如晶体管的受控开关或任何其他合适的开关电路系统来实现开关电路系统s3和s4。

在一些实施方式中，图24的电路可以用于使用图21中示出的脉冲序列驱动梯度线圈。当输出电流恒定时，可以通过从低电压端子+vlow获得电流来产生输出电压(例如，2v)。在电流快速变化的转变期间，可以通过从高电压端子+vhigh获得电流来产生高输出电压(例如，100v)。因此，为了高效率，高电压端子可以在输出电流的转变期间用于提供高输出电压，而低电压端子可以用于提供低输出电压。

根据一些实施方式，例如，根据一些脉冲序列，(一个或多个)高电压端子可能仅需要在相对短的时间段内被使用，从而使得(一个或多个)晶体管2405(和2408)可以仅对于相对小的占空比是导电的。因此，在一些实施方式中，相对于晶体管2406(或2407)，(一个或多个)晶体管2405(和2408)的大小可以减小，并且/或者并联连接的晶体管的数量可以减小，原因是(一个或多个)晶体管2405(和2408)将有时间在梯度线圈电流的转变之间消散热量。

在一些实施方式中，驱动电路2401和2404可以被设计成提供时间限制的输出信号。提供时间限制的输出信号可以确保(一个或多个)晶体管2405和/或2408仅暂时导通而不导通以驱动稳态电流。如果(一个或多个)晶体管2405或2408被设计成仅在相对短的时间段内导电，则这样的技术可能是有利的，原因是它可以防止(一个或多个)晶体管2405或2408的过度功率耗散。

图25示出了根据一些实施方式的驱动电路系统2401和2402的框图。驱动电路系统2401包括用于驱动(一个或多个)晶体管2405的驱动晶体管2503a。驱动电路系统2402包括用于驱动(一个或多个)晶体管2406的驱动晶体管2503b。

驱动电路系统2401和2402可以包括用于在提供给驱动晶体管2503a和2503b的输入电压上产生dc偏置的一个或更多个偏置电路2501。在一些实施方式中，(一个或多个)偏置电路2501可以将驱动晶体管2503a和/或2503b偏置到稍微低于其导通电压。发明人已经认识并理解，将驱动晶体管偏置到稍微低于其导通电压可以减少或消除热逸散。有利地，这样的偏置技术可能不会降低输出级2103a的线性度。尽管将驱动晶体管偏置到稍微低于其导通电压，但是如果电压放大器电路2102的运算放大器oa具有足够高的速度，则它可以足够快地响应以准确地控制输出级的输出电压。

在一些实施方式中，驱动电路系统2401可以包括使驱动电路2401产生时间限制输出的定时电路。可以使用任何合适的定时电路。在图25的示例中，定时电路2502经由偏置电路2501连接至输出级2103a的输入端，并且限制可以向驱动晶体管2503a提供输入的时间量。

在一些实施方式中，定时电路2502可以是具有随时间衰减的输出电压的rc电路，并且当定时电路2502的输出下降到驱动晶体管2503a的导通电压以下时使驱动晶体管2503a截止。基于rc电路的rc时间常数来限制(一个或多个)晶体管2405导通的时间。然而，本文描述的技术不限于使用rc电路来实现定时电路，原因是可以使用任何合适的定时电路系统，包括模拟和/或数字电路系统。在一些实施方式中，对于负输入和输出电压，可以分别与驱动电路2402和2401类似地实现驱动电路2403和2404。

图26示出了根据本文描述的技术的一些实施方式的图25的驱动电路的示例实现。如图26中所示，在一些实施方式中，可以通过齐纳二极管与电阻器r2串联地连接在高电压端子+vhigh与低于+vhigh的电压的较低电压dc端子(例如，-vigh)之间来实现偏置电路2501。在一些实施方式中，偏置电路2501可以包括在高电压端子+vhigh与较低电压dc端子之间的附加电路系统，以提供用于电流在它们之间流动的dc路径并建立合适的偏置电压。在一些实施方式中，偏置电路2501可以包括与图26中示出的齐纳二极管和电阻器串联的另一齐纳二极管和电阻器，用于向低侧驱动电路2403和2404提供(一个或多个)偏置电压。然而，这仅仅是通过示例的方式，原因是可以使用任何合适的偏置电路。图26还示出了被实现为具有电容器c1和电阻器r1的rc电路的定时电路2502的示例。同样，这仅仅是定时电路的一个示例，原因是可以使用定时电路的其他配置。驱动晶体管2503a和2503b被示出为由双极性结型晶体管实现。然而，本文描述的技术在这方面不受限制，原因是驱动晶体管可以由任何类型的晶体管实现。在该示例中，晶体管电路2405和2406被示出为mosfet。然而，晶体管电路2405和2406可以由任何类型的晶体管实现。在一些实施方式中，晶体管电路2405和/或2406可以具有并联连接的多个晶体管。如以上所讨论的，如图26中所示，开关电路系统s3可以实现为二极管。然而，如以上所讨论的，本文描述的技术在这方面不受限制，原因是在一些实施方式中，开关电路系统s3可以由晶体管实现。

图27示出了用于实现定时电路的技术的另一示例。发明人已经认识并理解，如果开关s3由二极管实现，则二极管两端的电压可以用作用于定时电路的触发器以限制(一个或多个)晶体管2405导通的时间量。当线性放大器2104产生低输出电压时，二极管正向偏置并导电。当线性放大器2104产生高输出电压时，(一个或多个)晶体管2405导通并且二极管从正向偏置切换到反向偏置。反向偏置电压可以由定时电路2702感测为(一个或多个)晶体管2405导通的指示。在图27的示例中，二极管两端的电压作为输入被提供给定时电路2702，定时电路2702产生禁止信号以在一段时间之后禁止驱动电路2401的操作，从而限制(一个或多个)晶体管2405导通的时间量。定时电路2704可以类似地操作，以便在(一个或多个)晶体管2408已经导电一段时间之后禁止驱动电路2404的操作。

图28示出了由rc电路和双极型晶体管实现的定时电路2702和2704的示例。例如，在定时电路2702中，一旦二极管在一段时间之后反向偏置，rc电路的输出就上升到双极型晶体管导通的电平。当双极型晶体管导通时，驱动电路2401的输入被下拉至+vlow，这使驱动电路2401断开并使(一个或多个)晶体管2405截止。

尽管图24、图27和图28示出了可以产生正输出电压或负输出电压的“双端”线性放大器2104，但本文描述的技术在这方面不受限制，原因是在一些实施方式中可以使用单端线性放大器。图29示出了包括仅产生正输出电压的单端线性放大器2105的输出级2103b的示例。图29示意性地示出了单端线性放大器2105可以根据要产生的输出电压而通过开关s1连接至高正电压端子+vhigh或低正电压端子+vlow。在一些实施方式中，可以使用上面讨论的驱动电路2401、2402、(一个或多个)晶体管2405和2406以及相关联的开关电路s3来实现输出级2103b。

输出级2103b可以使用极性切换电路2904来向负载提供正输出电压或负输出电压。在图29的示例中，使用包括开关s5至s8的h桥来实现极性切换电路2904。可以通过接通开关s5和s8并断开开关s6和s7来向负载提供正电压。可以通过接通开关s6和s7并断开开关s5和s8来向负载提供负电压。在一些实施方式中，控制电路(未示出)可以控制开关s5至s8以产生合适极性的输出电压。可以通过检查电流命令的极性、误差信号e或任何其他合适的信号来确定极性。

如以上所讨论的，常规的开关变换器可以将大量的开关噪声引入到系统中，原因是它们以几十至几百khz的范围内的频率进行切换。这样的开关噪声会干扰成像，原因是它与期望被检测的mr信号处于相同的频率范围中。发明人已经认识到，具有高于感兴趣的拉莫尔频率(larmorfrequency)的开关频率的电力转换器不会在显著程度上干扰成像。因此，如图30中所示，在一些实施方式中，电力部件1914可以包括开关电力转换器3002，该开关电力转换器3002被设计成以高于感兴趣的拉莫尔频率的相对高的开关频率进行切换。在一些实施方式中，开关频率可以高于1mhz、高于10mhz、高于30mhz或高于300mhz。

如以上所讨论的，发明人已经意识到，设置可变电压供给端子有助于为磁共振成像系统(例如，低场mri系统)的一个或更多个梯度线圈有效地供电。在一些实施方式中，输出级可以由一个或更多个或者更多个可变电压供给端子供电，所述可变电压供给端子被控制成产生接近期望的输出电压的供给电压。设置这样的可变电压供给端子可以通过限制线性放大器两端的电压降来提高输出级的效率。

图31示出了可以由可变电压正供给端子和可变电压负供给端子供电的输出级2103c的实施方式。供给端子的电压可以根据输出电压而变化，以减小线性放大器2106的(一个或多个)晶体管两端的电压降，因此有助于(一个或多个)梯度线圈的有效供电以根据期望的脉冲序列产生磁场。在一些实施方式中，正电压端子和/或负电压端子的电压可以分别由电力转换器3104和/或3106提供。电力转换器3104和/或3106的可变输出电压可以由控制器3108基于输出级2103c的期望的输出电压来控制，以将正电压端子和/或负电压端子的电压保持在稍微高于(或者分别低于)输出级的输出电压，从而减小线性放大器的(一个或多个)晶体管两端的电压降。

根据一些实施方式，控制器3108基于线性放大器2106的输出电压来控制电力转换器3104和/或3106的可变输出电压。然而，可以以其他方式和/或以与输出级2103c的期望的输出电压不同的关系控制可变输出电压。例如，可以基于提供给线性放大器2106的命令(例如，电流命令)来控制可变输出电压。如前述内容中讨论的，控制器可以被配置成命令线性放大器产生足以根据期望的脉冲序列驱动磁共振成像系统的一个或更多个梯度线圈的输出。照此，控制器3108可以被配置成：控制电力转换器3104和/或3106的可变输出电压，使得提供给线性放大器的输出电压足够，但不会太过度并因此效率低，以使得线性放大器能够产生用于根据期望的脉冲序列为一个或更多个梯度线圈供电的输出。可以以任何合适的方式——例如通过控制它们的占空比、它们的频率或者可以控制电力转换器的输出电压的任何其他控制参数——执行电力转换器3104和3106的控制。如以上所讨论的，在一些实施方式中，图31的电力转换器3104和3106可以是被设计成以高于感兴趣的拉莫尔频率的相对高的开关频率进行切换的开关电力转换器。然而，可以使用任何合适的电力转换器，原因是这些方面在这方面不受限制。

在一些实施方式中，如图23、图24和图29所示，高电压供给端子和低电压供给端子(例如，+vhigh和+vlow)两者都可以为线性放大器供电，并且低电压供给端子、高电压供给端子、这两者或设置的任何供给端子的电压可以是可变的。图32a示出了与图23a的具有可变低电压供给端子的输出级类似的输出级2103d的实施方式。图32a示出了+vlow和-vlow可以具有可变电压，而不是低电压端子+vlow和-vlow具有固定电压。在一些实施方式中，+vlow和-vlow的可变电压可以分别由电力转换器3203和3204提供。如以上所讨论的，在一些实施方式中，电力转换器3203和3204可以是被设计成以高于感兴趣的拉莫尔频率的相对高的开关频率进行切换的开关电力转换器。当要产生相对低的输出电压时(例如，在稳态下)，从低电压供给端子+vlow或-vlow获得电流。电力转换器3203或3204的输出电压+vlow或-vlow可以由控制器3108基于线性放大器2104的期望的输出电压vout来控制，以将低电压供给端子+vlow或-vlow的电压保持在稍微高于(或者分别低于)输出级的输出电压，从而减小在稳态下线性放大器的(一个或多个)晶体管两端的电压降并降低功率耗散。当要产生相对高的输出电压时，可以从可以具有固定电压的高电压端子+vhigh或+vlow获得电流。

如图32a中所示，+vhigh可以是与向电力转换器3203提供电力的电力供给端子vhigh_supply分开的端子，或者如图32b中所示，+vhigh可以是与vhigh_supply相同的端子。在图32b中，示出了输出级2103e的示例，其中，+vhigh从电力供给端子vhigh_supply被提供，-vhigh从向电力转换器3204提供电力的电力供给端子vlow_supply被提供。从现有电力供给端子提供+vhigh和/或-vhigh可以避免产生额外电力供给电压的需要，这可以简化输出级的设计和实现。

图33a示出了根据一些实施方式的梯度线圈电流波形的示例。梯度线圈电流最初为零，然后在0.1ms内快速斜升至10a。电流保持在10a一段时间，然后回落到0a。电流在在0.2ms内快速斜升至20a之前保持在0a一段时间。电流保持在20a一段时间，然后回落到0a。应当理解，为了说明的目的，安培值和时间间隔仅仅是示例性的，并且可以使用任何合适的值。

图33b示出了梯度线圈电流从0a到10a的上升转变、驱动梯度线圈所需的电压3302、高电压供给端子+vhigh和低电压供给端子+vlow的电压。在转变期间，从高电压供给端子+vhigh获得电流，以便向梯度线圈提供高电压以快速斜升其电流。随着转变发生，电力转换器3203开始将低电压供给端子+vlow的电压从～0v斜升到稍微高于用10a的稳态电流驱动梯度线圈所需的输出电压的电压。一旦达到10a的稳态电流，就从低电压供给端子+vlow获得电流，以便在稳态下提供高效率。

图33c示出了梯度线圈电流从0a到20a的上升转变、梯度线圈电压以及高电压供给端子+vhigh和低电压供给端子+vlow的电压。与到10a的转变一样，在到20a的转变期间，从高电压供给端子+vhigh获得电流，以便向梯度线圈提供高电压以快速斜升其电流。随着转变发生，电力转换器3203开始将低电压供给端子+vlow的电压从～0v斜升到稍微高于用20a的稳态电流驱动梯度线圈所需的输出电压的电压。一旦达到20a的稳态电流，就从低电压供给端子+vlow获得电流。

由于低电压供给端子+vlow的电压可以变化，因此可以将该电压设置成稍微高于不同稳态电流电平所需的输出电压。与使用具有固定电压的低电压供给端子+vlow的情况相比，这能够提高效率，原因是固定电压将需要被设计成处理最大稳态电流，固定电压可能是比驱动较低稳态电流所需的电压更高的电压，这会降低效率。作为示例，如果+vlow被设置得足够高以提供20a稳态梯度线圈电流，则这样的电压高于提供10a稳态梯度线圈电流所需的电压，这导致(一个或多个)线性放大器晶体管两端的电压降在提供10a稳态梯度线圈电流时增加，并且发生比必要的功率耗散更高的功率耗散。可以将可变电压设置在提供命令的稳态梯度线圈电流所需的最小电压处或最小电压附近，这提高了效率。

图33d示出了电流命令、梯度线圈电流、提供电流所需的梯度线圈的电压3302以及电压+vlow的若干个不同的转变波形。转变波形3304示出了理想化的转变，其中，+vlow的电压响应于梯度线圈电流命令的上升沿而开始斜升，并且在达到稳态梯度线圈电流(和电压值)的同时达到+vlow的稳态值。然而，发明人认识并理解，可能存在阻止电压+vlow及时达到足够的电压电平以使端子+vlow提供稳态电流的因素。转变波形3306示出了+vlow的更实际的转变，其具有响应于梯度线圈电流命令的时延(延迟)的时段。如图33d中所示，转变波形3306仅在电流命令的上升沿之后的时间段之后开始斜升。转变波形3306的斜率可以被限制，原因是电力转换器3203可以具有限制该电力转换器3203可以改变+vlow的电压的速度的输出滤波器(例如，电容器)。因此，到达到稳态梯度线圈电流和电压时，转变波形3306可能不会达到足够的电压电平，这可能导致低电压供给端子+vlow不能至少暂时地提供稳态电流。

为了解决这个问题，在一些实施方式中，电力转换器3203(或3204)可以在梯度线圈电流命令的上升沿之前开始斜升+vlow(或-vlow)的电压的幅度。图33d示出了+vlow的转变波形3308，该转变波形3308在梯度线圈电流命令的上升沿之前开始斜升。为了在梯度线圈电流命令的上升沿之前开始转变，控制器3108可以从控制器1906接收关于即将到来的梯度线圈电流脉冲的信息，并且在预期电流脉冲时开始斜升+vlow(或-vlow)的电压的幅度。该信息可以以任何合适的方式从控制器1906被提供至控制器3108。作为示例，控制器1906可以分析当前选择的梯度线圈脉冲序列，确定适合于为下一个电流脉冲供给稳态梯度线圈电流的电力供给电压电平，并且在预期的电流命令之前将电压命令发送到控制器3108。然后，电力转换器3203(或3204)可以响应接收的电压命令并且开始将+vlow(或-vlow)斜升到命令的电压值。作为向控制器3108提供信息的另一示例，控制器1906可以将当前选择的脉冲序列或脉冲序列的一部分发送到控制器3108。然后，控制器3108可以分析脉冲序列并且将命令发送到电力转换器3203(或3204)以在梯度线圈电流脉冲之前开始斜升电压+vlow(或-vlow)。在图33d的示例中，在电流命令的上升沿之前，电力转换器3203响应于由控制器1906提供至控制器3108的电压命令而开始斜升+vlow的电压。因此，到达到稳态电流电平时，转变波形3308达到足以提供稳态电流的+vlow的电平。

图34a示出了具有与图29的单端线性放大器类似的单端线性放大器的具有可变低电压供给端子+vlow的输出级2103f的实施方式。与图32a的实施方式一样，电力转换器3203将可变电压提供至低电压供给端子+vlow，该可变电压可以被设置成稍微高于提供命令的稳态梯度线圈电流所需的电压。

如上面结合图32a和图32b讨论的，如图34a中所示，高电压供给端子+vhigh可以是与电力供给端子vhigh_supply分开的端子，或者如图34b中所示，高电压供给端子+vhigh可以是与vhigh_supply相同的端子。在图34b中，示出了输出级2103g的示例，其中，+vhigh从电力供给端子vhigh_supply被提供。从现有电力供给端子vhigh_supply提供电压+vhigh可以避免产生额外电力供给电压的需要，这可以简化输出级的设计和实现。

在一些实施方式中，(一个或多个)低电压供给端子和(一个或多个)高电压供给端子两者都可以具有可变电压。例如，图32或图29的实施方式可以被修改成使得高电压供给端子+vhigh和/或-vhigh是由电力转换器产生的可变电压。这样的电力转换器可以类似于电力转换器3203和3204，并且也可以由控制器3108控制。这样的实施方式可以用于任何合适类型的成像，并且可以特别用于例如可能需要相对大的电流(例如，40a、50a、70a、90a或更大，或它们之间的任何值)的弥散加权成像。

在一些实施方式中，一个或更多个附加电力供给端子可以为线性放大器供电。例如，可以设置第三电力供给端子，该第三电力供给端子具有高于高电压供给端子+vhigh的电压(例如，至少5倍高或至少10倍高，以及甚至高达20倍或30倍高或更高，或在这样的值之间的任何范围内)。在需要产生宽范围的电压的情况下，添加第三供给端子可以帮助提高效率。可以设置任何数量的电力供给端子，原因是本文描述的技术在这方面不受限制。

因此，使用本文描述的用于低功率、低噪声放大器的技术，梯度放大器可以被配置成使用市电(例如，从标准壁式插座递送的电力)在可用的电力预算内良好地操作。根据利用线性放大器设计的一些实施方式，用于为mri系统的梯度线圈供电的电力电子器件对于典型的脉冲序列(例如，bssfp、flair等)消耗100w与200w之间，而对于诸如dwi的要求更多脉冲序列消耗200w与750w之间。根据使用开关电力转换器的一些实施方式，用于为mri系统的梯度线圈供电的电力电子器件对于典型的脉冲序列(例如，bssfp、flair等)消耗50w与100w之间或更小，而对于诸如dwi的显著要求的脉冲序列消耗100w至300w之间或更小。除了有助于使用标准壁式电力进行操作的低功率操作之外，本文描述的梯度功率放大器还被配置成大小相对紧凑，使得梯度功率放大器可以与其他电子部件一起容纳在外壳内(例如，在图19a和图19b中描述的便携式mri系统的基座1950内)以有助于便携式mri。如下面结合图36和图37a至37d进一步详细讨论的，根据一些实施方式，梯度放大器被设计成连接至背板(例如，印刷电路板背板)，该背板将梯度放大器连接至系统的梯度线圈和电源(例如，壁式电源)。

发明人还开发了用于操作rf发送/接收系统的rf线圈的低功率且有效的放大器(例如，用于驱动被配置成产生b1磁场脉冲以产生mr响应的一个或更多个发送/接收线圈的rf功率放大器)以有助于便携式mri系统的操作。根据一些实施方式，rf功率放大器(rfpa)被配置成使用诸如从单相标准壁式插座和/或从单相大型器具插座提供的电力的市电(例如，与系统的其他部件共享可用的市电的一部分)来操作。在便携式mri系统用从单相壁式电源提供的电力进行操作的实施方式中，rfpa必须与其他部件(例如，上面讨论的示例性gpa、控制台、板载计算机、冷却扇等)共享有限的可用电力，因此需要被设计成有效地利用有限的可用电力。发明人开发了适用于由市电供电的便携式mri中的有效rfpa的技术。根据一些实施方式，(一个或多个)rfpa的最大输入功率约为160w，从而将(一个或多个)rfpa的平均功耗限制为最大160w。然而，如下面进一步详细讨论的，本文描述的技术显著降低了(一个或多个)rfpa的平均功耗，包括在给定脉冲序列需要更高水平的瞬时功率(例如，对于dwi脉冲序列为400w)的情况下。

图35是根据一些实施方式的示例性低功率rfpa的框图。rfpa3500包括输入块3510，输入块3510接收与期望的rf信号波形对应的rfin信号3502以由功率放大器3550放大并且以足以操作rf发送线圈以根据期望的脉冲序列产生b1磁场脉冲的电力电平被提供为rfout3522。功率放大器3550可以包括任何合适类型的放大器或放大器级的组合，以将rfin3502放大到合适的电平。例如，功率放大器3550可以包括一个或更多个类a类型放大器，所述放大器被配置成将rfin3502放大到期望的电力电平rfout3522(例如，瞬时功率最大为100w、400w等)。类a放大器在放大输入信号时提供良好的保真度并且因此有助于产生具有非常小失真的rfout波形3522，从而确保图像品质不会因rfpa的失真而降低。然而，其他类别的放大器功率效率更高，但通常在放大输入信号的过程中增加失真。发明人认识到，由于rf线圈的相对高的q因子，因此可以在对图像品质的影响很小、没有影响或影响可接受的情况下容忍rfout3522中的一些额外失真。根据一些实施方式，功率放大器3550包括一个或更多个类b、类ab或类bc类型的放大器等。因此，如果可以容忍或补偿增加的失真，则可以通过选择更有效的放大器类别来使功率放大器3550更加功率高效，使得不会不令人满意地牺牲图像品质。根据一些实施方式，功率放大器3550包括将信号递增地提高到rfout3522的期望电平的多个放大级。

rfpa3500包括在电力输入3570处接收电力的电力输入模块3572，所述电力可以对应于多个不同电力电平下的电力。如下面结合图36进一步详细讨论的，在电力输入3570处提供的电力可以由递送从ac壁式电力转换的dc电力的mri系统的电源提供。应当理解，还可以设置一个或更多个dc-dc电源，以从由一个或多个ac-dc电源提供的dc电力产生期望的电压电平。例如，电力输入3570可以包括例如由从一个或多个ac-dc电源接收dc电力的开关电源提供的+100v、+40v、+23v和-15v的电力线。根据一些实施方式，电源板被包括以提供rfpa所需的电压电平。如下面结合图36进一步详细讨论的，电源板可以被实现为连接至背板以从ac-dc电源接收dc电力并将该电力转换为被递送至rfpa的期望电压电平的卡，rfpa本身可以被实现为连接至同一背板的板。电力调节模块3575包括将由电力输入模块3572接收的电力转换为rfpa所需的电压电平的调节器。例如，电力调节模块3575可以包括(一个或多个)电力调节器，所述电力调节器提供+/-5v、+13.8v、+15v和+3.3v的电力线以被分配给控制器3560、功率放大器3550和/或rfpa需要电力的任何其他部件。应当理解，所需的电力分配布置和电力电平将取决于特定系统的要求，并且上面提到的值仅仅是示例性的。

在常规的mri系统中，rfpa通常消耗连续发送b1磁脉冲序列所需的最大电力。特别地，即使当特定脉冲序列不需要最大电力时以及在没有产生rf脉冲的时间间隔期间(例如，在mri系统检测发射的mr信号的发送静默时段期间)，常规的rfpa仍然消耗最大电力。因为常规的mri系统通常不受电力限制(例如，常规的mri系统由专用三相电源供电)，所以功耗的低效使用通常是可接受和容忍的。然而，消耗最大电力的rfpa可能不适用于低功率mri，例如，不适用于从通过市电(例如，单相壁式电力)提供的电力进行操作的便携式mri系统。发明人从功耗角度开发了用于rfpa的更优化操作的技术，从而有助于使用市电的便携式mri系统的操作。

在图35中，设置控制器3560(例如，现场可编程门阵列(fpga))以控制rfpa3500的操作的各个方面以降低功耗以及/或者更有效地使用可用电力，下面进一步详细描述其示例。根据一些实施方式，rfpa被配置成使得由功率放大器汲取的最大电力可基于给定脉冲序列的电力要求来选择。特别地，不同的图像获取脉冲序列具有不同的电力要求。例如，弥散加权成像(dwi)脉冲序列比平衡稳态自由进动(bssfp)脉冲序列需要明显更多的电力。常规地，rfpa将被设置成提供最多要求的脉冲序列例如dwi脉冲序列所需的功率放大(例如，根据最功率密集的脉冲序列来汲取电力)。因此，在较少要求的脉冲序列(例如，bssfp)的图像获取期间，rfpa消耗了明显过度的电力。

rfpa3500被配置成使得可以基于给定脉冲序列的要求来选择功率放大(例如，可以基于产生给定脉冲序列所需的电力来选择功率放大器的功率耗散)。在图35中示出的示例性rfpa3500中，电力选择信号3508可以被提供至控制器3560，以将功率放大器3550配置成根据给定脉冲序列的最大电力要求来放大rfin3502。例如，对于需要50w的脉冲序列，电力选择信号3508可以指示控制器3560偏置功率放大器3550以耗散50w。类似地，对于需要100w的脉冲序列，电力选择信号3508可以指示控制器3560偏置功率放大器3550以耗散100w，对于需要400w的脉冲序列，电力选择信号3508可以指示控制器3560偏置功率放大器3550以耗散400w等。以这种方式，功率放大器3550可以被缩放成与给定脉冲序列的最大电力需求成比例地耗散电力。因此，因为rfpa3500并不总是根据最多要求的脉冲序列的最大电力要求消耗电力，所以可以实现显著的电力降低。根据一些实施方式，由控制台基于要用于执行给定图像获取协议的脉冲序列来设置电力选择信号3508。

虽然电力选择信号3508允许将功率放大器缩放到给定脉冲序列的最大电力要求，但是在脉冲序列不需要最大电力电平的时间间隔期间仍然将消耗过度电力，从而降低rfpa的可能效率。为了克服这个缺点，发明人开发了根据给定脉冲序列的变化需求而动态地缩放功率放大器的电力耗散的技术。根据一些实施方式，由rfpa消耗的电力基于信号被放大的需求动态地被调节。例如，如图35中所示，控制器3560可以接收与rfin3502波形的振幅对应的包络信号3504，以提供产生期望的rf脉冲序列所需的瞬时功率水平的指示。基于包络3504，控制器3560可以被配置成与rfin波形的变化包络对应地动态偏置放大器3550(例如，通过改变放大器晶体管上的与包络信号3504对应的偏置点)。因此，rfin3502的包络或幅度可以由控制器3560经由包络信号3504跟踪，以相应地动态偏置功率放大器，因此将功率放大器3550的电力耗散限制到脉冲序列的同时电力需求并且显著减少由rfpa3500消耗的过度电力。以这种方式，功率放大器3550可以被缩放成根据发送的脉冲序列的瞬时或基本上瞬时的电力需求来汲取电力。

如以上所讨论的，脉冲序列通常限定rf和梯度磁场脉冲这两者的定时以及限定接收线圈检测mr脉冲的时间段(例如，所谓的发送静默时段)。因此，当没有rf磁场脉冲被发送时，脉冲序列将具有重复的时间间隔。发明人认识到，如果功率放大器在这些时间间隔期间(例如，在发送静默时段期间)保持接通，那么即使没有rf磁场脉冲被发送，也将消耗电力。根据一些实施方式，在(一个或多个)rf发送线圈没有产生rf磁场脉冲的时段期间(例如，在发送静默时段期间，例如在mr信号检测期间和/或在梯度脉冲序列生成的一些部分期间)，rfpa的一个或更多个电力消耗部件被关闭，以防止rfpa不必要地消耗电力。

作为示例，在示例性rfpa3500中，控制器3560接收指示当前脉冲序列的发送静默时段的开启信号3506。响应于指示发送静默时段的开启信号3506，控制器3560被配置成关闭功率放大器3550(例如，逻辑电路和偏置电路以及消耗电力并且可以被关闭或断开的任何其他电路系统可以由控制器3560关断)以达到可能节约电力的程度。当开启信号3506改变状态以指示要产生rf磁场脉冲时，控制器3560打开功率放大器3550，使得可以由(一个或多个)rf线圈产生和发送rf磁场脉冲。开启信号3506可以由mri系统的控制台或主控制器提供，以指示图像获取过程的脉冲序列的发送静默时段。在许多脉冲序列中，发送rf磁场脉冲的时间间隔可以小至脉冲序列的10％。照此，在重要的发送静默时段期间禁用功率放大器可以导致相对显著的电力节省。

应当理解，可以使用上述技术中的一种或上述技术的组合来降低rfpa的功耗以有助于低功率mri，原因是这些方面在这方面不受限制。特别地，rfpa不需要包括上述电力节省技术中的每一种，而是可以采用这些技术中的一种或更多种。例如，rfpa可以包括允许根据脉冲序列来选择离散电力电平的机制(例如，经由电力选择信号3508)、根据rf脉冲的瞬时(或近似瞬时)电力需求来缩放功率放大器的功率的机制(例如，通过跟踪rf脉冲波形的包络3504)和/或在发送静默时段期间禁用功率放大器的机制(例如，经由开启信号3506)。使用上述技术中的一种或更多种，即使当产生诸如dwi的要求的脉冲序列时——所述脉冲序列需要超过输入功率的瞬时功率(例如，400w的瞬时功率)的时间间隔——(一个或多个)rfpa也可以消耗小于160w的输入功率。根据一些实施方式，便携式mri系统的(一个或多个)rfpa在图像获取期间消耗65w或更少，根据一些实施方式，(一个或多个)rfpa根据产生的脉冲序列在操作期间可以消耗50w或更少(例如，25w至30w或更少)，因此为系统的其他部件(例如，gpa、计算机、控制台、风扇等)节约了可用的壁式电力。另外地或可替选地，可以使用其他电力节省技术，原因是这些方面在这方面不受限制。

上述部件有助于mri系统的低功率操作，从而允许可以使用市电(例如，在标准插座和/或大型器具插座处递送的单相“壁式电力”)操作的便携式mri系统。除了低功耗之外，mri系统的便携性的各方面可以通过紧凑设计来增强，在紧凑设计中，用于操作mri系统的电子部件与系统的磁性部件一起包含在独立单元上或独立单元内。将电力转换和分配系统、电子部件(例如，功率放大器、控制台、板载计算机、热管理等)和mri系统的磁性部件并入在单个独立装置上或单个独立装置内，有助于便携式mri。如以上所讨论的，常规的mri系统通常具有用于电力部件的单独房间，因此这必须经由将电力部件连接至位于专门屏蔽的房间中的mri装置的电缆将电力输送到mri系统的磁性部件。不仅这种布置固定到专用空间，而且将电力部件连接至磁性部件所需的电缆会造成显著的电力损耗。如上面结合图19a和图19b讨论的，为了有助于便携性，发明人开发了包含在支承mri系统的磁性部件或mri系统的磁性部件位于其上的壳体内的电力系统，以提供独立的、便携式mri系统，该系统可以被带到可以使用壁式电力的任何位置，下面进一步详细描述其一些示例。

图36示出了便携式mri系统3600的部件的框图，便携式mri系统3600包括：磁性部件(例如，b0磁体3622、梯度线圈3628、(一个或多个)rf线圈3626以及可选地匀场线圈3624)；电力转换和分配系统，其被配置成从市电电源(例如，单相壁式插座)接收电力；以及电子部件，其用于操作磁性部件并控制便携式mri系统的操作。在图36中，便携式mri系统3600包括电子器件外壳3602、前置放大器外壳3604和风扇板外壳3606。电子器件外壳3602可以被定位在下方以及/或者被布置成支承mri系统的磁性部件(例如，b0磁体、梯度线圈、rf线圈、匀场线圈等)，以提供单个、集成的独立且便携式mri系统(例如，外壳3602可以部分地形成便携式mri系统3600的基座，类似于图19a和图19b中示出的位于便携式mri系统1900中的磁性部件下方的基座1950)。电子器件外壳3602包含电力输入模块3610以及用于转换来自ac源(例如，壁式插座)的电力并将dc电力提供至下面进一步详细描述的电子系统的dc电力转换模块3612。根据一些实施方式，电力输入模块3610提供被配置成接收市电例如来自壁式插座的单相电力(例如，根据从部署mri系统的地理位置中的壁式插座输送的国家或地区电力标准，单相插座提供在约50赫兹至60赫兹下约110伏特与120伏特之间并且额定电流为15安培、20安培或30安培，单相插座提供在约50赫兹至60赫兹下约210伏特与250伏特之间并且额定电流为15安培、20安培或30安培)的电力连接器。

电力输入模块3610可以适于对接收的根据相应的电力标准输送的市电进行滤波，使得ac电力适合于输入到dc电力模块3612。dc电力模块3612可以包括一个或更多个电源以将ac电力转换为dc电力，可以以便携式mri系统3600的各种电子部件所需的电压电平来分配dc电力。dc电力模块3612可以包括例如一个或更多个商业电源，所述商业电源被配置成接收ac电力作为输入并且提供dc电力作为输出。商业电源是可用的，其被配置成接收各种各样的ac电力。例如，可用电源能够在50hz至60hz的频率范围内接收范围从约85v到约265v的ac电力，并且被配置成转换ac输入以输送约1600w的dc电力(例如，380v、4.2adc电力)。这样的示例性商业电源上的ac输入范围使其适合用于全世界最常见的——如果不是全部的话——市电来源。因此，根据一些实施方式，mri系统可以被配置成本质上不知道不同的壁式电力标准，从而只需要改变特定插座所需的插头类型，就允许广泛地跨越不同的区域和/或国家从壁式电力操作mri系统。

如下面进一步详细讨论的，dc电力模块3612可以包括一个或更多个ac-dc电源和/或一个或更多个dc-dc电力转换器，其被配置成以mri系统的不同电子部件(例如，功率放大器、控制台、控制器、热管理、板载计算机等)所需的电平向一个或更多个背板输送电力。各个电子部件还可以包括一个或更多个电力调节器，以将由背板分配的电力变换为相应电子部件所需的期望电平。应当理解，通过设置具有不超过市电提供的可用电力的电力要求的低功率电子部件，可以除去用于将三相电力变换为单相电力的电力电路系统，从而有助于简化的电力输入模块3610，降低mri系统的电力电路系统的大小、成本和复杂性。

图36中示出的电子系统包括背板3616和3618，其耦接至dc电力模块3612并且被配置成向电子系统的各种硬件部件分配期望电平下的操作电力。背板3616被配置成向gpa3629(例如，上面结合图20至图34描述的低功率、低噪声gpa中的任何gpa)、rfpa3627(例如，使用结合图35中示出的低功率rfpa3500描述的技术中的任何技术的rfpa)以及(一个或多个)梯度线圈3660提供电力。因此，背板3616提供用以从dc电力模块3612向功率放大器(例如，gpa3629和rfpa3627)输送电力的连接，并且提供用以从相应的功率放大器向相应的磁性部件(例如，梯度线圈3628以及(一个或多个)rf线圈3626)输送放大的电力的连接。根据一些实施方式，背板3616具有用以接收处于不同电力电平用于分配给功率放大器的电力的多个输入端。根据一些实施方式，背板3616具有用以从dc电力模块3612接收处于+/-48v和4a、处于+/-15v和50a以及处于+48v和3a用于分配给功率放大器的电力的输入端。然而，应当理解，以上到背板的电力输入端仅仅是示例性的，并且电力输入端的数量以及电力输入端的电压电平和幅度水平将取决于给定实现的特定设计需求。根据一些实施方式，背板3616是印刷电路板，从而使得能够使用pcb电力连接器来分配电力，消除了对在电源与电子部件之间的昂贵、庞大和有损耗的电缆束的需要。

背板3618被配置成向以下提供电力：各种控制器，其包括主控制器3632、匀场控制器3630和风扇控制器3680；各种电子部件，例如模数转换器(adc)电路系统3634、前置放大器3640；以及磁性部件，例如(一个或多个)匀场线圈3670。根据一些实施方式，背板3618包括用以从dc电力模块3612接收处于+48v、4a用于分配给连接至背板的部件的电力的输入端。根据一些实施方式，背板3618包括dc-dc转换器，以将来自dc电力模块3612的48v转换为12v，以用于分配给连接的部件(例如，主控制器3632)中的一个或更多个。与背板3616一样，背板3618可以是印刷电路板，以在没有常规mri电力系统中使用的、用以将电源连接至电子部件的电缆束的情况下分配电力，电子部件可以位于相对长的距离处。在图36中示出的实施方式中，背板3616和3618经由连接器3617被连接，以允许背板与连接至背板的部件之间的通信。应当理解，连接至背板的部件可以被设计为被配置成连接至相应背板中的槽的板或“卡”。然而，一个或更多个连接的部件可以以不同的方式实现，原因是这些方面在这方面不受限制。

(一个或多个)背板(例如，示例性背板3616和3618)的使用提供许多优点。如以上所讨论的，背板允许使用pcb连接器(例如，槽)将电子部件(例如，功率放大器、计算机、控制台、控制器等)连接至背板，以除去按照惯例用于将电源连接至电子部件的长电缆，从而减小了伴随常规电缆系统的大小、复杂性、成本和电力损耗。另外，因为磁性部件位于电子部件附近(例如，直接位于外壳3602上方)，所以将磁性件连接至背板的任何必要的电缆与常规mri中使用的电缆相比大小将显著减小，常规mri通常必须将电力部件和其他电子部件连接至位于单独房间中的磁性部件。考虑到这些短距离，诸如带状电缆的电缆可以用于将背板连接至磁性部件，以便于mri系统的电子部件与磁性部件之间的紧凑、简单且功率有效的连接。此外，背板的使用使得能够在无需将磁性部件与相应的背板断开连接的情况下移除和替换诸如功率放大器(例如，gpa3629和rfpa3627)的电子部件。

电子器件外壳3602还包含(一个或多个)rfpa3627和gpa3629，其除了由于低场和极低场机制中涉及的低场强而显著更低的功率之外，还可以并入本文讨论的低功率技术中的一种或更多种(例如，如上面结合图20至图34中示出的gpa和/或上面结合图35讨论的rfpa所讨论的)。在一些实施方式中，rfpa3627和/或gpa3629可以包括使用fet或其他合适的开关部件的多个放大级。在包括用于rfpa3627和gpa3629中的一个或两个的多个放大级的实施方式中，放大级中的每一个可以与被配置成屏蔽该级免受电磁干扰的电磁屏蔽相关联。与通常和需要使用大屏蔽结构的常规mri系统一起使用的大型放大器设计相比，根据一些实施方式设计的功率放大器(例如，rfpa3627、gpa3629)采用更小和/或更简单的电磁屏蔽结构，从而进一步减小便携式mri系统的大小、复杂性和成本。

另外，低功率放大器(例如，gpa3629和rfpa3627)以及用于梯度线圈和rf线圈的较低驱动电流也可以简化mri系统的热管理。例如，根据一些实施方式，可以使用空气冷却式热管理系统冷却低功率电子部件和磁性部件。例如，低功率mri系统3600包括风扇控制器3680以控制一个或更多个风扇(例如，风扇3682a、3682b、3682c)，以提供空气来冷却系统的共同位于电子器件外壳3602中的电力部件和/或系统的磁性部件。用于风扇控制器3780的外壳3606可以位于电子器件外壳3602的外部，例如，与用于磁性部件的壳体相邻或集成在一起(参见例如图37d)，或者根据一些实施方式，可以位于电子器件外壳3602内。常规的高功率系统通常需要基于水的冷却系统，所述冷却系统不仅增加系统的大小、成本和复杂性，而且需要水源来操作mri系统。消除对基于水的冷却的需求有助于mri系统的便携性，原因是可以从电源(例如，市电)操作热管理系统，从而消除了对外部水源的需要并从mri系统移除水循环设备。

电子器件外壳3602还包括主控制器3632(例如，控制台)，主控制器3632被配置成提供控制信号以驱动便携式mri系统的各种其他部件(例如，rf线圈、梯度线圈等)的操作以实时或接近实时地提供控制台控制。例如，主控制器3632可以被编程成执行结合图1中示出的控制器106描述的动作。许多常规mri系统包括被实现为专用的高性能计算机以执行类似功能的控制台控制器。在一些实施方式中，使用现场可编程门阵列(fpga)来实现主控制器3632，与常规mri系统中使用的高性能控制台计算机相比，主控制器3632具有显著更少的电力需求，从而有助于降低便携式mri系统的成本、复杂性和功耗。在图36中示出的实施方式中，主控制器3632连接至计算机3614(例如，个人计算机级处理器和存储器系统)以在两个部件之间进行通信。计算机3614可以包括其自己的电力转换器和电源，因此可以具有到电力输入模块3610的单独连接3615。

便携式mri系统3600还包括位于前置放大器外壳3604中的前置放大器3640，以从(一个或多个)rf线圈3626接收信号。前置放大器3640耦接至位于电子器件外壳3602内的模数转换器(adc)电路系统3634。adc3634经由前置放大器电路系统3640从rf线圈3626接收模拟信号，并将模拟信号转换为可以由计算机3614处理的数字信号，包括通过例如经由无线连接将信号发送到外部计算机(例如，将数字信号发送到由操作员用来启动和/或控制成像协议的智能电话、平板计算机、笔记本式计算机等)。(一个或多个)rf线圈3626可以包括一个或更多个噪声线圈、被配置成检测mr信号的一个或更多个rf接收线圈和/或操作为噪声线圈和rf接收线圈两者的一个或更多个rf线圈。因此，从(一个或多个)rf线圈3626接收的信号可以包括表示电磁噪声的信号和/或表示mr数据的信号。在下面进一步详细讨论(例如，结合图41a至图41d和图42)用于在噪声降低系统中利用这些信号以有助于在专门屏蔽的房间外操作便携式mri系统的技术。用于前置放大器3640的外壳3604可以位于电子器件外壳3602的外部，例如，与用于磁性部件的壳体相邻或集成在一起(参见例如图37d)，或者根据一些实施方式，可以位于电子器件外壳3602内。

如以上所讨论的，从(一个或多个)线圈3626接收的mr数据可以由计算机3614处理，以抑制噪声或以其他方式准备mr数据以用于图像重建。根据一些实施方式，mr数据被发送到一个或更多个外部计算机以执行图像重建(例如，mr数据可以被无线地发送到移动装置并且被发送到云中的(一个或多个)安全服务器上，或者mr数据可以被直接发送到一个或更多个服务器以进行进一步处理)。可替选地，图像重建可以由计算机3614执行。发明人已经认识到，将计算密集处理(例如，图像重建等)转移给一个或更多个外部计算机降低板载计算机3614的功耗并且消除了使用具有显著处理能力的板载计算机的需要，从而降低了这样的实现的成本和功耗。

电子器件外壳3602还容纳匀场控制器3630，匀场控制器3630被配置成控制一个或更多个匀场线圈3670的操作以提高成像视场中的场均匀性。由于在低场mri系统中控制(一个或多个)匀场线圈3670的操作所需的较低输出电流，因此以与上面关于rfpa3627和gpa3629描述的方式类似的方式，用于实现匀场控制器3630的电子器件可以更小和/或更简单。例如，可以使用简单的低功率开关来减小匀场控制器的大小和复杂性，从而有助于便携式mri系统的实现。如以上所讨论的，电子器件外壳3602可以部分地形成便携式mri系统3600的基座，该基座支承mri系统的磁性部件。例如，电子器件外壳3602可以部分地形成与图19a和图19b中示出的便携式mri系统1900的基座1950类似的基座。因此，mri系统的部件可以共同位于独立单元上或独立单元内，以提供便携式mri系统3600。

图37a至图37d示出了便携式mri系统的部件的示例性布置。具体地，图37a示出了形成便携式mri系统3700(图37d所示)的基座3750的一部分的圆形壳体3702。壳体3702可以容纳结合图36中示出的电子器件外壳3602描述的部件。如图37d中所示，壳体3702包括底架或框架3755，其被配置成固定电子部件并为定位在基座3750的顶部上的磁性部件提供支承。框架3755将壳体3702分成多个分区，所述多个分区包括：分区3702a，其容纳用以将电源连接至功率放大器并将功率放大器连接至相应的磁性部件的第一背板；以及分区3702b，其容纳用以将电源连接至各种控制器(例如，计算机、主控制器/控制台、匀场控制器等)并连接至用于对来自rf线圈的信号进行数字化的adc的第二背板。例如，除了位于图37a中的分区3702c中的电力输入件之外，分区3702a和3702b还可以容纳图36中的外壳3602中示出的电子部件。另外，壳体3702包括用于马达的分区3702d，马达提供动力辅助以有助于将便携式mri系统运送或移动到不同的位置。例如，如下面结合图39a和图39b进一步详细讨论的，便携式mri系统3700可以包括一个或更多个机动轮，所述机动轮在将便携式mri系统3700移动到不同位置时可以被接合。壳体3700被制造成具有直径d，该直径d可以被选择成有助于在可以利用mri系统的典型空间中(例如，在急诊室、重症监护室、手术室等中)移动便携式mri系统。根据一些实施方式，壳体3700的直径在25英寸与40英寸之间的范围内。例如，示例性壳体3700可以具有约32英寸的直径，以使得能够相对容易地在便携式mri系统意在被操作的空间中操纵该系统。

图37b和图37c示出了作为便携式mri系统3700的基座3750的一部分的圆形壳体3702的不同视图。图37b和图37c中的视图示出了由框架3755形成的分区3702a至3702c内的电子部件的布置，其中背板位于分区3702a与3702b之间。图37d示出了便携式mri装置3700，其呈现了基于3750而布置在顶上的磁性部件。具体地，磁体3722a和3722b至少部分地形成b0磁体，并且梯度线圈3728a和3728b为便携式mri系统3700提供x梯度线圈、y梯度线圈和z梯度线圈。如所示的，便携式mri系统可以具有最大水平宽度w，其有助于系统在使用mri系统的设施内的可操纵性。根据一些实施方式，便携式mri系统的最大水平尺寸在40英寸与60英寸之间的范围内，更优选地，在35英寸与45英寸之间的范围内。例如，示例性便携式mri系统3700具有约40英寸的最大水平宽度。

图38a至图38f示出了构造便携式mri系统3800的许多示例性步骤。在图38a中，包括上永磁体3810a、下永磁体3810b和轭3820的b0磁体3810安装在基座3850的顶上，基座3850的一部分在图38a中示出(完整基座3850在图38f中示出)。上永磁体3810a和下永磁体3810b由永磁体块的多个同心环例如类似于结合图16至图18描述的永磁体环形成，但是可以使用任何配置的永磁体环。例如，使用上面结合图3至图18描述的技术和材料，可以将b0磁体3810和轭3820构造成相对轻的重量，使得如图38f中示出的完整的便携式mri系统3800的总重量小于1500百磅，更优选地小于1000磅。因此，便携式mri系统3800可以在有或没有马达辅助能力的情况下由人员运送到不同位置，在下面进一步详细描述其示例。

b0磁体3810可以被配置成在极低场强机制(例如，小于或等于约.1t)中产生b0磁场。例如，便携式mri系统3800可以被配置成在约64mt的磁场强度下操作，但是可以使用任何低场强。极低场机制中的b0磁场强度有助于保持接近便携式mri系统的5高斯线(例如，来自b0磁体的边缘磁场在其外部的周长为5高斯或更小)。例如，根据一些实施方式，5高斯线具有小于7英尺的最大尺寸，更优选地，5高斯线具有小于5英尺的最大尺寸，甚至更优选地，5高斯线具有小于4英尺的最大尺寸。如下面进一步详细讨论的，除了使用极低场强之外，还可以提供屏蔽以减小5高斯线内区域的体积。

如图38a中所示，在永磁体环中的一个或更多个永磁体环的顶部上设置有永磁体垫片3830，该永磁体垫片3830被配置成改善由b0磁体3810产生的b0磁场的分布。如以上所讨论的，用于解决低场机制的相对低snr特性的一种示例性技术是通过b0磁体来提高b0场的均匀性。通常，b0磁体需要一定水平的匀场来产生用于在mri中使用的具有令人满意的分布的b0磁场(例如，在期望的场强和/或均匀性下的b0磁场)。具体地，在组装/制造之后，诸如设计、制造公差、不精确的生产过程、环境等的生产因素引起场变化，该场变化产生具有不令人满意的分布的b0场。例如，在生产之后，上述示例性b0磁体200、300和/或1600可以产生具有不令人满意的分布(例如，不适合于成像的b0场的不均匀性)的b0场，该b0场通常需要通过匀场被改善或以其他方式被校正以产生临床上有用的图像。

匀场是指用于调节、校正和/或改善磁场——通常为磁共振成像装置的b0磁场——的各种技术中的任何一种技术。类似地，垫片是指执行匀场(例如，通过产生磁场)的某物(例如，对象、部件、装置、系统或其组合)。用于有助于用于mri的b0磁体的更有效和/或成本有效的匀场的技术在于2017年3月22日提交的题为“methodsandapparatusformagneticfieldshimming”的美国申请第15/466500号(‘500申请)中被描述，该美国申请通过引用整体并入本文中。

例如，可以使用‘500申请中描述的匀场技术中的任何匀场技术来设置示例性永磁体垫片3830a、3830b、3830c和3830d。具体地，可以通过计算磁场校正以及确定永磁体垫片的磁性图案来确定永磁体垫片3830a至3830d的配置或图案(例如，形状和大小)，以至少部分地提供磁场校正。例如，永磁体垫片3830a至3830d可以补偿由不对称轭3820引起的对b0磁场的影响。例如，永磁体垫片3830a至3830d的图案可以被确定成减轻和/或基本上消除由轭3820的影响引起的b0磁场的不均匀性以及/或者更多地补偿由于例如不完美的制造过程和材料引起的b0磁场的其他不均匀性，以改善b0磁体的分布(例如，强度和/或均匀性)。应当理解，在图38a中示出的实施方式中，永磁体3810a也具有设置在其上的永磁体垫片，所述永磁体垫片在图38a中示出的视图中不可见。

图38b和图38c示出了用于便携式mri系统3800的梯度线圈的防震架。如图38b中所示，防震架3840包括定位在外永磁体环上方并紧固到该地方的部分。具体地，其示例性圆弧区段3842a和3842b被标记的圆弧区段3842被固定到外永磁体环的外侧上的框架，并且其示例性圆弧区段3844a和3844b被标记的相应圆弧区段3844被固定到外永磁体环的内侧上的框架。如图38d中所示，其示例性板条3845a至3845d被标记的板条3845被紧固到圆弧区段3842和3844以形成在其上安装梯度线圈的防震架。如图38c中所示，另外的圆弧区段3846和3848被布置在内永磁体环之间，以便于将梯度线圈紧固到防震架3840。图38c示出了完整的防震架3840，该防震架3840被配置成使得梯度线圈(例如，在其上制造梯度线圈的层压板)可以被紧固到b0磁体的框架，以在梯度线圈与b0磁体3810的永磁体垫片和环之间提供间隔，并且提供振动阻尼以减小梯度线圈在操作期间的声学噪声和振动。应当理解，在图38b至图38c中示出的实施方式中，防震架还被设置在上永磁体上，上永磁体在图38b和图38c中示出的视图中不可见。

图38d示出了层压板3828，层压板3828使在其上制造的梯度线圈被紧固到防震架3840。例如，层压板3828可以具有被图案化成层压板3828的一层或更多层的一个或更多个x梯度线圈、一个或更多个y梯度线圈和/或一个或更多个z梯度线圈。也可以在层压板3828上制造一个或更多个其他磁性部件，例如用于b0磁体3810的一个或更多个匀场线圈或校正线圈。用于在层压板上制造磁性部件的技术在于2017年1月10日发布的题为“low-fieldmagneticresonanceimagingmethodsandapparatus”的美国专利第9,541,616号(‘616专利)中被描述，该美国专利通过引用整体并入本文中。应当理解，在图38d中示出的实施方式中，包括一个或更多个梯度线圈(例如，用于x、y和z方向的梯度线圈)的层压板也被紧固到设置在上永磁体上的防震架，以提供mri所需的梯度磁场，该防震架在图38d中示出的视图中不可见。

图38e示出了固定在图38d中示出的层压板3828上的附加永磁体垫片3830’。永磁体垫片3830’可以为b0磁体提供精细匀场。具体地，使用并入本文的‘500申请中描述的技术中的任何技术，可以通过计算磁场校正以及确定永磁体垫片的磁性图案来确定永磁体垫片3830’的磁性图案，以至少部分地提供磁场校正。图案化的永磁体垫片3830可以被固定到基板3832，使得它可以被固定到层压板的顶部上的便携式mri系统(例如，使用‘500申请中描述的用于图案化的技术中的任何技术)。以这种方式，图38a中示出的永磁体垫片3830可以提供粗糙匀场，而永磁体垫片3830’可以提供更精细的匀场以改善由b0磁体3810产生的b0磁场的分布(例如，以校正b0偏移以及/或者改善b0磁场的均匀性)。应当理解，在图38e中示出的实施方式中，另一永磁体垫片可以被固定到上永磁体上的层压板上方的框架，以校正和/或改善由永磁体3810产生的b0磁场的分布，该框架在图38e中示出的视图中不可见。设置的垫片(例如，永磁体垫片3830、3830’和/或在层压板上与梯度线圈一起制造的匀场线圈)有助于适用于获得临床上有用的图像(例如，在下面图47至图50中示出的图像)的均匀b0磁场。

图38f示出了具有图38a至图38e中示出的磁性部件上方的壳体或外部覆盖物的便携式mri系统3800。具体地，壳体3815a和3815b分别为b0永磁体3810、永磁体垫片3830和3830’以及层压板3828提供覆盖物，该层压板3828包括用于系统、用于b0磁体的上部和下部的梯度线圈。壳体3825为轭3828提供覆盖物，并且根据一些实施方式，壳体3825容纳前置放大器(例如，分别在图36和图37d中示出的前置放大器3640和3740)以及控制系统的热管理的风扇控制器(例如，分别在图36和图37d中示出的风扇控制器3680和3780)。便携式mri系统3800的磁性部件由基座3850支承，基座3850包括用于容纳便携式mri系统的电子部件(例如，上面讨论的被配置成使用诸如来自标准壁式插座的市电进行操作的电子部件)的壳体3802。便携式mri系统3800的大小可以如以上所讨论的，以有助于便携式mri系统3800的可操纵性，使得可以将系统带到患者处。另外，便携式低场mri系统3800可以由材料构造成并被设计成轻重量，优选地重量小于1500磅，更优选地重量小于1000磅。

如以上所讨论的，开发便携式mri系统的原动力是在通常未屏蔽的、部分屏蔽的环境(例如，在专门屏蔽的房间或包围的笼或帐篷的外部)中操作mri系统的能力。为了有助于可以被灵活且广泛地部署并且可以在不同环境(例如，急诊室、手术室、办公室、诊所等)中被操作的便携式mri，发明人开发了用于与mri系统一起使用的包括噪声抑制和/或避免技术的噪声降低系统，以便消除或减轻不想要的电磁噪声，减少其对mri系统的操作的影响以及/或者避免表现出显著噪声的电磁谱中的频带。

灵活的低场mri系统(例如，通常移动的、可运送的或可搬运的系统和/或可以安装在诸如急诊室、办公室或诊所的各种环境中的系统)的性能可能特别容易受到噪声例如rf干扰的影响，许多常规高场mri系统由于被安装在具有大量屏蔽的专用房间中而在很大程度上不受噪声影响。为了有助于可以灵活且广泛部署的低场mri系统，发明人开发了如下噪声降低系统，所述噪声降低系统采用用于与低场mri系统一起使用的一种或更多种噪声抑制技术，以便消除或减轻不想要的噪声或减少其对低场系统的操作的影响。

根据一些实施方式，噪声抑制和/或避免技术基于从环境获得的噪声测量。噪声测量随后用于通过以下操作降低在操作期间由低场mri系统(例如，具有约.2t或更小、约.1t或更小、约50mt或更小、约20mt或更小、约10mt或更小等的b0场的系统)检测到的mr信号中存在的噪声：抑制环境噪声，将低场mri系统配置成在具有较少噪声的频带或频率区间(bin)中操作，使用从多个接收线圈获得的信号，或其某种组合。因此，低场mri系统补偿存在于部署有系统的任何环境中的噪声，从而可以在未屏蔽或部分屏蔽的环境中操作，使得mri不限于专门屏蔽的房间。

由发明人开发的噪声抑制技术——在下面进一步详细描述其示例——有助于mri系统在屏蔽的房间外的操作以及/或者具有系统的成像区域的变化级别的装置级屏蔽。因此，可以在被需要时以及在常规mri不可用的环境(例如，在急诊室、手术室、重症监护室等)中使用采用本文描述的噪声抑制技术中的一种或更多种噪声抑制技术的mri系统。虽然这些噪声抑制技术的方面可能在大量屏蔽可能不可用或不能以其他方式被提供的低场环境中特别有益，但应当理解，这些技术也适用于高场背景并且不限于与任何特定类型的mri系统一起使用。

使用本文描述的技术，发明人开发了能够被带到患者处、在需要时提供可负担且可广泛部署的mri的便携式、低功率mri系统。图39a和图39b示出了根据一些实施方式的便携式mri系统的视图。便携式mri系统3900包括部分由上磁体3910a和下磁体3910b形成的使轭3920耦接至其以增加成像区域内的通量密度的b0磁体3910。b0磁体3910可以与梯度线圈3915(例如，在于2015年9月4日提交的题为“lowfieldmagneticresonanceimagingmethodsandapparatus”的美国申请第14/845652号中描述的梯度线圈中的任何梯度线圈，该美国申请通过引用整体并入本文中)一起容纳在磁体壳体3912中。根据一些实施方式，b0磁体3910包括电磁体，例如，与图2中示出的电磁体210类似或相同的电磁体。根据一些实施方式，b0磁体3910包括永磁体，例如，与图3a中示出的永磁体300或图16中示出的永磁体1600类似或相同的永磁体。

便携式mri系统3900还包括容纳操作mri系统所需的电子器件的基座3950。例如，基座3950可以容纳上面结合图36至图38讨论的电子器件，包括被配置成使用市电(例如，经由到标准壁式插座和/或大型器具插座的连接)操作mri系统的电力部件。例如，基座3970可以容纳低功率部件，例如本文描述的那些部件，使得至少部分地实现从容易可用的壁式插座向便携式mri系统供电。因此，便携式mri系统3900可以被带到患者处并且被插入到附近的壁式插座中。

便携式mri系统3900还包括可移动的滑动件3960，所述滑动件3960可以被打开和关闭并以各种配置被定位。滑动件3960包括电磁屏蔽件3965，电磁屏蔽件3965可以由任何合适的导电材料或磁性材料制成，以形成可移动的屏蔽件，以减弱便携式mri系统的操作环境中的电磁噪声，来为成像区域屏蔽至少一些电磁噪声。如本文使用的，术语电磁屏蔽件是指被配置成减弱感兴趣的谱中的电磁场并被定位或布置成屏蔽感兴趣的空间、对象和/或部件的导电材料或磁性材料。在mri系统的背景下，可以使用电磁屏蔽件来屏蔽mri系统的电子部件(例如，电力部件、电缆等)，屏蔽mri系统的成像区域(例如，视场)，或者屏蔽mri系统的电子部件并屏蔽mri系统的成像区域。

由电磁屏蔽件实现的减弱程度取决于许多因素，包括使用的材料类型、材料厚度、期望或要求电磁屏蔽的频谱、电磁屏蔽件中孔径的大小和形状(例如，导电网中的空间的大小、未屏蔽的部分的大小或屏蔽件中的间隙等)和/或孔径相对于入射电磁场的取向。因此，电磁屏蔽件通常是用于减弱至少一些电磁辐射并且被定位成通过减弱至少一些电磁辐射来至少部分地屏蔽给定空间、对象或部件的任何导电屏障或磁性屏障。

应当理解，期望屏蔽(电磁场的减弱)的频谱可以根据被屏蔽的内容而不同。例如，用于某些电子部件的电磁屏蔽件可以被配置成减弱与用于mri系统的成像区域的电磁屏蔽件不同的频率。关于成像区域，感兴趣的谱包括作用、影响和/或降低mri系统激励和检测mr响应的能力的频率。通常，用于mri系统的成像区域的感兴趣的谱对应于与接收系统被配置成或能够检测的给定b0磁场强度下的标称操作频率(即，拉莫尔频率)有关的频率。该谱在本文中被称为mri系统的操作谱。因此，为操作谱提供屏蔽的电磁屏蔽件是指被布置或定位成至少在用于mri系统的成像区域的至少一部分的操作谱内减弱频率的导电材料或磁性材料。

因此，在示出的便携式mri系统3900中，可移动的屏蔽件能够被配置成以不同的布置提供屏蔽，所述不同的布置可以根据需要被调整以适应患者，提供对患者的访问以及/或者根据给定的成像协议。例如，对于图40a中示出的成像过程(例如，脑部扫描)，一旦患者已经被定位，就可以例如使用手柄4062来关闭滑动件4060，以在除了容纳患者的上部躯体的开口之外的成像区域周围提供电磁屏蔽4065。在图40b中示出的成像过程(例如，膝部扫描)中，滑动件4060可以被布置成在两侧上具有开口以容纳患者的腿。因此，可移动的屏蔽件使得屏蔽能够被配置成适合于成像过程的布置并且有助于将患者适当地定位在成像区域内。

如以上所讨论的，还可以执行包括一种或更多种噪声降低和/或补偿技术的噪声降低系统，以抑制未通过屏蔽件3965阻挡或充分减弱的电磁噪声中的至少一些。具体地，如前述内容中讨论的，发明人开发了被配置成抑制、避免和/或抵制mri系统所处的操作环境中的电磁噪声的噪声降低系统。根据一些实施方式，这些噪声抑制技术与可移动的屏蔽件结合起作用，以有助于在可以布置滑动件的各种屏蔽配置中的操作。例如，当滑动件4060如图40b所示那样被布置时，等级增加的电磁噪声将可能经由开口进入成像区域。因此，噪声抑制部件将检测等级增加的电磁噪声并相应地调整噪声抑制和/或避免响应。由于发明人开发的噪声抑制和/或避免技术的动态性质，因此噪声降低系统被配置成响应于变化的噪声状况，包括由可移动的屏蔽件的不同布置引起的噪声状况。因此，如下面进一步详细讨论的，根据一些实施方式的噪声降低系统可以被配置成与可移动的屏蔽件协作操作，来以可以利用的屏蔽配置中的任何屏蔽配置抑制mri系统的操作环境中的电磁噪声，所述屏蔽配置包括基本上没有屏蔽件的配置(例如，没有可移动的屏蔽件的配置)。

无论滑动件被放置的布置如何，为了确保可移动的屏蔽件提供屏蔽，电气垫圈可以被布置成沿着可移动的屏蔽件的外围提供连续屏蔽。例如，如图39b中所示，电气垫圈3967a和3967b(也参见图45c)可以被设置在滑动件3960与磁体壳体之间的界面处，以保持沿着该界面提供连续屏蔽。根据一些实施方式，电气垫圈是铍指或铍铜指等(例如，铝垫圈)，其在滑动件3960移动到围绕成像区域的期望位置期间和之后保持屏蔽件3965与地之间的电连接。根据一些实施方式，如图40b中所示，电气垫圈3967c被设置在滑动件3960之间的界面处，使得在滑动件被放在一起的布置中的滑动件之间提供连续屏蔽。因此，可移动的滑动件3960可以为便携式mri系统提供可配置的屏蔽。

为了便于运送，设置机动部件3980以使得能够例如使用诸如操纵杆或在mri系统上设置的或远离mri系统的其他控制机构的控制件来将便携式mri系统从一个位置驱动到另一个位置。如图40a和图40b中所示，以这种方式，便携式mri系统3900可以被运送到患者处并且被操纵到床边以执行成像。如以上所讨论的，图40a示出了已经被运送到患者的床边以执行脑部扫描的便携式mri系统4000。图40b示出了已经被运送到患者的床边以执行患者膝部扫描的便携式mri系统4000。

本文描述的便携式mri系统(例如，图19和图39至图40中示出的mri系统)可以从便携式电子装置例如笔记本式计算机、平板计算机、智能电话等被操作。例如，平板计算机3975可以用于操作便携式mri系统，以运行期望的成像协议并查看得到的图像。平板计算机可以连接至安全云以传输图像，用于数据共享、远程医疗和/或对数据集的深度学习。于2015年9月4日提交的题为“automaticconfigurationofalowfieldmagneticresonanceimagingsystem”的美国申请第14/846158号中描述的利用网络连接的技术中的任何技术——其通过引用整体并入本文中——可以与本文描述的便携式mri系统结合使用。

图39c示出了根据一些实施方式的便携式mri系统的另一示例。便携式mri系统4000在许多方面可以类似于图16、图39a和图39b中示出的便携式mri系统。然而，滑动件4060被构造成与屏蔽件3965’不同，导致制造更容易且更便宜的电磁屏蔽件。如以上所讨论的，噪声降低系统可以用于使得便携式mri系统能够在未屏蔽——包括没有或基本上没有用于成像区域的装置级电磁屏蔽件——的房间中以及在围绕系统本身上的成像区域的变化程度的屏蔽下操作，如下面(例如，结合图41a至图41d以及图42)进一步详细讨论的。

应当理解，图39至图40中示出的电磁屏蔽件是示例性的，并且为mri系统提供屏蔽不限于本文描述的示例电磁屏蔽件。电磁屏蔽件可以使用任何合适的材料以任何合适的方式来实现。例如，电磁屏蔽件可以使用可以提供可移动的“帘”以屏蔽成像区域的导电网、织物等来形成。电磁屏蔽件可以使用耦接至mri系统的一个或更多个导电带(例如，一个或更多个导电材料条)来形成为固定的、可移动的或可配置的部件，来为成像区域屏蔽电磁干扰，在下面进一步详细描述其一些示例。可以通过将材料嵌入门、滑动件或壳体的任何可移动或固定的部分中来提供电磁屏蔽件。电磁屏蔽件可以被部署为固定或可移动的部件，原因是这些方面在这方面不受限制。

因此，本文描述的技术的方面涉及在诸如rf干扰的噪声的存在可能不利地影响这样的系统的性能的环境中改善低场mri系统的性能。在一些实施方式中，低场mri系统可以被配置成：检测噪声(例如，环境电磁噪声、内部系统噪声、射频干扰等)，并且作为响应而适应低场mri系统以减少噪声对系统的操作的影响。低场mri系统可以被配置成通过以下操作来降低噪声的影响：抑制由rf接收线圈获得的rf信号中的噪声，生成破坏性地干扰环境中的噪声(例如，rf干扰)的rf信号，调节由低场mri系统产生和/或接收的磁场的特性(例如，调节b0磁体的磁场强度)，使得发送/接收线圈在令人满意地无干扰的频带下进行操作，或者使用这些技术的组合。

根据一些实施方式，本文描述的噪声抑制技术至少部分地通过使噪声补偿适于部署mri系统的特定环境来使得mri系统能够在未屏蔽或部分屏蔽以及/或者具有或不具有成像区域的装置级屏蔽件(例如，在低场mri装置本身上设置的屏蔽件，来为成像区域屏蔽电磁干扰)的环境中被操作。因此，mri系统的部署不限于专门屏蔽的房间或其他定制的设施，而是可以在各种各样的环境中被操作。

在一些实施方式中，系统可以被配置成获得关于系统的环境中或系统本身内的噪声(例如，rf干扰)的信息，并且至少部分地基于获得的信息来抑制由rf接收线圈测量的rf信号中的噪声。该系统可以被配置成通过使用一个或更多个辅助传感器来获得关于环境中的噪声的信息。术语“辅助”用于对能够检测噪声的传感器或检测器与接收用于mri的mr信号的主接收通道进行区分。应当理解，在一些实施方式中，辅助传感器还可以接收一个或更多个mr信号。例如，低场mri系统可以包括被定位成靠近(一个或多个)主发送/接收线圈但在b0场的视场之外的一个或更多个辅助rf接收线圈，以检测rf噪声，但不检测由正在被成像的主体发射的mr信号。由(一个或多个)辅助rf线圈检测的噪声可以用于抑制由mri系统的主rf线圈获得的mr信号中的噪声。

这样的布置具有动态地检测和抑制rf噪声的能力，以有助于提供例如通常可运送的和/或可搬运的低场mri系统，该低场mri系统可能根据操作低场mri系统的环境而经受不同和/或变化的级别的rf噪声。也就是说，因为噪声抑制基于当前噪声环境，所以本文描述的技术提供了特定于部署有系统的特定环境的噪声抑制能力。即使由(一个或多个)辅助传感器检测的噪声的增益被调整，从由(一个或多个)主接收线圈测量的信号中减去由一个或更多个辅助传感器获得的噪声的样本的简单化方法通常也提供不令人满意的噪声抑制。因为(一个或多个)主线圈和(一个或多个)辅助传感器可以处于不同位置、具有不同取向以及/或者可以具有不同的物理特性(例如，可以具有不同数量的线圈匝，可以在大小、形状、阻抗方面不同，或者可以是完全不同类型的传感器)，所以(一个或多个)主接收线圈和(一个或多个)辅助传感器可以测量不同的噪声信号。

(一个或多个)主线圈和(一个或多个)辅助传感器的不同位置和/或取向可以导致由主线圈和辅助传感器接收的噪声信号的特性的差异。(一个或多个)主线圈与(一个或多个)辅助传感器之间的不同物理特性可以导致由(一个或多个)主线圈和(一个或多个)辅助传感器接收的噪声信号之间的频率相关差异。因此，从由(一个或多个)主线圈测量的信号中减去由一个或更多个辅助传感器测量的噪声信号可能不足以抑制由(一个或多个)主线圈检测到的噪声。即使由(一个或多个)辅助传感器测量的噪声信号被缩放了常量以试图补偿由(一个或多个)主线圈和(一个或多个)辅助传感器接收的噪声信号的增益的差异，这样的补偿也将不会考虑噪声信号中的频率相关差异。

一些噪声抑制技术采用变换来抑制由低场mri系统的一个或更多个主接收线圈接收的rf信号中的噪声。根据一些实施方式，该变换操作成将经由一个或多个辅助传感器(例如，一个或更多个辅助rf线圈和/或本文描述的其他类型的传感器)接收的噪声信号变换为由主接收线圈(或多个主接收线圈)接收的噪声的估计。在一些实施方式中，噪声抑制可以包括：(1)通过使用一个或更多个辅助传感器来获得噪声的样本；(2)使用主rf线圈来获得mr数据的样本；(3)确定变换；(4)使用变换来对噪声样本进行变换；以及(5)从获得的mr数据中减去变换后的噪声样本，以抑制和/或消除噪声。

可以根据使用(一个或多个)辅助传感器和(一个或多个)主线圈而获得的多个(例如，至少十个、至少100个、至少1000个等)校准测量来估计变换。多个校准测量使得能够以高准确度估计变换。可以在时域、频域或两者的组合中计算变换。根据一些实施方式，可以根据多个校准测量来估计变换。多个校准测量使得能够估计关于跨定义了变换的频谱的多个频率区间的变换的幅度和相位。例如，当使用k点dft(例如，其中，k是等于128、256、512、1024等的整数)来处理信号时，多个测量可以使得能够估计关于k个频率区间中的每一个频率区间的变换的幅度和相位。

在一些实施方式中，多个辅助接收线圈可以用作辅助传感器，以抑制由低场mri系统的(一个或多个)主发送/接收线圈接收的噪声。例如，在一些实施方式中，低场mri系统可以包括：多个rf线圈(例如，多个“主”线圈)，其被定位/配置成感测由正在被成像的主体发射的mr信号；和/或多个线圈(例如，多个“辅助”线圈)，其被定位/配置成接收噪声数据但是检测很少的mr信号或不检测mr信号。这样的布置有助于多个噪声源的检测和表征，以抑制可能在给定环境中存在的各种噪声。如下面进一步详细讨论的，还可以使用多个主接收线圈，这纳入到本文描述的噪声表征技术中以及被用于经由并行的mr或以其他合适的方式加速图像获取。

在一些实施方式中，当在低场mri系统的环境中存在多个噪声源时，可以使用多个辅助传感器来执行噪声补偿。例如，一个或更多个辅助rf线圈和/或一个或更多个其他类型的传感器可以用于获得关于由多个源产生的噪声导致的噪声环境的信息，该信息又可以用于处理由(一个或多个)主接收线圈接收的rf信号，以便补偿由多个源产生的噪声。例如，在一些实施方式中，如下面更详细地描述的，可以根据使用多个辅助传感器和(一个或多个)主rf线圈而获得的校准测量来估计多通道变换。多通道变换可以表示由(一个或多个)主rf线圈和多个辅助传感器中的每一个辅助传感器捕获的噪声信号之间的关系。例如，变换可以捕获由多个辅助传感器接收的噪声信号之间的相关性。变换还可以捕获由多个辅助传感器接收的噪声信号与由(一个或多个)主rf线圈接收的噪声信号之间的相关性。

在一些实施方式中，多个辅助传感器可以用于通过以下操作来执行噪声抑制：(1)通过使用多个辅助传感器来获得噪声的样本；(2)使用(一个或多个)主rf线圈来获得mr数据的样本；(3)获得多通道变换；(4)使用多通道变换来对噪声样本进行变换；以及(5)从获得的mr数据中减去变换后的噪声样本以抑制和/或消除噪声。

在一些实施方式中，可以根据多个(例如，至少十个、至少100个、至少1000个等)校准测量来估计多通道变换。根据一些实施方式，多个校准测量用于估计关于多个频率区间的变换的幅度和相位，跨所述多个频率区间定义多通道变换。例如，当使用k点dft(例如，其中，k是等于128、256、512、1024等的整数)处理信号时，多个校准测量可以使得能够估计关于k个频率区间中的每个频率区间的多通道变换的幅度和相位。

根据一些实施方式，由一个或更多个主接收线圈检测的mr信号也可用于表征噪声，以抑制或消除来自mr数据的噪声。具体地，发明人认识到，通过使用相同的空间编码来重复mr数据获取(例如，通过针对梯度线圈重复具有相同操作参数的脉冲序列)，可以使用获取的“冗余”数据来表征噪声。例如，如果脉冲序列以相同的空间编码被重复多次，则获得的mr数据在理论上应当是相同的。因此，可以推定从使用相同空间编码的多次获取中获取的信号中的差异是由噪声引起的。因此，从使用相同空间编码获得的多个信号可以被相移和相减(或相加)，以获得对噪声的测量。

如下面进一步详细讨论的，根据一些实施方式，以这种方式表征的噪声可以用于计算变换或者被包括为多通道变换中的通道。可替选地，以这种方式表征的噪声可以单独使用或与其他技术组合使用，以抑制来自获取的mr信号的噪声。例如，因为可以使用其他合适的技术，所以在不计算变换的情况下，可以使用基于使用相同空间编码获得的多个mr信号而获得的噪声估计来抑制噪声。

根据一些实施方式，一个或更多个传感器(例如，一个或更多个rf线圈或者能够检测电磁场的其他传感器)可以用于评估感兴趣的谱中的噪声背景，以评估谱内的哪个频带从噪声角度来看是最干净的，使得(一个或多个)发送/接收线圈可以被配置成在识别的频带中进行操作。因此，在一些实施方式中，可以通过调节(一个或多个)发送/接收线圈以在相对于其他频带具有较少干扰的频带处操作来调整低场mri系统，(一个或多个)发送/接收线圈可以被配置成在所述其他频带中操作。例如，一个或更多个辅助rf线圈可以被配置成监测遍及主rf线圈可以在其上操作的多个频带的噪声，并且主rf线圈可以被配置成在具有如由使用辅助rf线圈获得的测量确定的最小量噪声的频带处操作。特别地，辅助rf线圈可以是被配置成测量遍及宽频带的噪声(例如，本底噪声)水平的宽带rf线圈。基于遍及感兴趣的频带测量的噪声，(一个或多个)主发送/接收线圈(例如，其可以是窄带线圈)可以被配置成在被确定为具有比其他频带更少的噪声的频带中操作。可替选地，可以设置多个传感器，每个传感器测量相应频带中的噪声水平。然后，(一个或多个)主发送/接收线圈可以被配置成：在目前被确定为具有最小量噪声的频带中操作。

低场mri系统的重要干扰源可能是向低场mri系统提供电力的一条或更多条电力线(例如，电力软线)。因此，在一些实施方式中，低场mri系统被配置成直接测量由于(一个或多个)电力线引起的任何干扰，并且使用测量来抑制或消除这样的干扰。例如，在一些实施方式中，低场mri系统可以包括耦接至系统的电力线以测量由电力线产生或携载的任何rf信号的一个或更多个传感器，并且由(一个或多个)传感器获得的测量可以用作本文描述的噪声抑制技术的一部分(例如，以进一步表征噪声环境并有助于全面变换的估计)。

在一些实施方式中，低场mri系统可以包括电容耦接至系统的电力线之一的天线，并且可以被配置成使用由天线获得的测量来抑制由低场mri系统的主rf线圈接收的rf信号中的噪声。这样的天线可以是任何合适类型的天线，并且例如可以包括围着电力线卷绕的薄金属片和/或耦接至电力线的一个或更多个电容器。低场mri系统可以包括多个这样的天线，以检测由向系统提供电力的任何期望数量的电力线引起的噪声(或者以其他方式影响系统)，电力线包括例如携载单相、两相或三相电力的热线。在一些情况下，低场mri系统可以包括这样的天线用于接地线。作为另一示例，低场mri系统可以包括电感耦接至电力线或多个相应的电力线(例如，通过使用环形线或任何其他合适的方法)的传感器，以测量由电力线携载的rf信号，使得这些测量可以用于抑制由低场mri系统的主rf线圈测量的rf信号中的噪声。

在一些实施方式中，传感器对由于电力线引起的干扰的测量可以用于通过估计主rf接收线圈与传感器之间的变换来抑制由主rf接收线圈测量的rf信号中的噪声。这可以以任何合适的方式来完成，例如，可以使用本文描述的用于估计主rf接收线圈与辅助rf接收线圈之间的变换的技术来完成。例如，以这种方式表征的噪声可以用于单独估计变换或者可以是多通道变换中的通道。可以以其他方式(例如，直接用于抑制噪声)利用由耦接至一个或更多个电力线的传感器表征的噪声，原因是这些方面在这方面不受限制。

根据一些实施方式，可以通过将一个或更多个传感器耦接至一个或更多个电磁干扰(emi)屏蔽件来检测环境中的噪声。例如，可以在一个或更多个emi屏蔽件与地之间电感地或电容地连接传感器，以检测由屏蔽件捕获的emi。以这种方式表征的噪声可以用于抑制或消除来自由(一个或多个)主接收线圈检测的mr信号的噪声。例如，通过将传感器耦接至一个或更多个emi屏蔽件来表征的噪声可以用于单独估计变换或者可以用作多通道变换中的通道。可以以其他方式利用由耦接至一个或更多个emi屏蔽件的传感器表征的噪声，原因是这些方面在这方面不受限制。

再次参照图1，mri系统100包括具有控制电子器件的控制器106(也被称为控制台)，以向电力管理系统110发送指令并从电力管理系统110接收信息。控制器106可以被配置成实现一个或更多个脉冲序列，其用于确定发送至电力管理系统110以按期望的序列操作磁性部件120的指令。例如，在低场mri系统中，控制器106可以被配置成控制电力管理系统110，以根据平衡稳态自由进动(bssfp)脉冲序列、低场梯度回波脉冲序列、低场自旋回波脉冲序列、低场反转恢复脉冲序列和/或任何其他合适的脉冲序列来操作磁性部件120。控制器106可以被实现为硬件、软件或者硬件和软件的任何合适的组合，原因是本文提供的本公开内容的方面在这方面不受限制。

在一些实施方式中，控制器106可以被配置成通过从脉冲序列储存库108中获得关于脉冲序列的信息来实现脉冲序列，该脉冲序列储存库108存储关于一个或更多个脉冲序列中的每一个的信息。由脉冲序列储存库108存储的关于特定脉冲序列的信息可以是使得控制器106能够实现特定脉冲序列的任何合适的信息。例如，存储在脉冲序列储存库108中的关于脉冲序列的信息可以包括：用于根据脉冲序列操作磁性部件120的一个或更多个参数(例如，用于操作rf发送和接收线圈126的参数、用于操作梯度线圈128的参数等)、用于根据脉冲序列操作电力管理系统110的一个或更多个参数、包括在由控制器106执行时使控制器106控制系统100根据脉冲序列进行操作的指令的一个或更多个程序和/或任何其他合适的信息。存储在脉冲序列储存库108中的信息可以被存储在一个或更多个非暂态存储介质上。

如图1中所示，控制器106还与被编程成处理接收的mr数据的计算装置104进行交互。例如，计算装置104可以使用任何合适的(一个或多个)图像重建处理来对接收的mr数据进行处理以生成一个或更多个mr图像。控制器106可以向计算装置104提供关于一个或更多个脉冲序列的信息，以用于由计算装置处理数据。例如，控制器106可以向计算装置104提供关于一个或更多个脉冲序列的信息，并且计算装置可以至少部分地基于提供的信息来执行图像重建处理。

计算装置104可以是可以处理获取的mr数据并生成正在被成像的主体的一个或更多个图像的任何电子装置。在一些实施方式中，计算装置104可以是固定的电子装置，例如台式计算机、服务器、机架安装计算机、或者可以被配置成处理mr数据并生成正在被成像的主体的一个或更多个图像的任何其他合适的固定电子装置。可替选地，根据低场mri系统的一些实施方式，计算装置104可以是便携式装置，例如智能电话、个人数字助理、膝上型计算机、平板计算机、或者可以被配置成处理mr数据并生成正在被成像的主体的一个或多个图像的任何其他便携式装置。在一些实施方式中，计算装置104可以包括任何合适类型的多个计算装置，原因是这些方面在这方面不受限制。用户102可以与工作站104进行交互，以控制低场mr系统100的各方面(例如，将系统100编程成根据特定的脉冲序列进行操作，调整系统100的一个或更多个参数等)以及/或者查看由低场mr系统100获得的图像。

图41a示出了根据本文描述的技术的一些实施方式的可以用于执行噪声抑制的mri系统的示例的一部分的说明性部件。例如，发送/接收系统4100可以形成低场mri系统例如在上面并入的共同提交的专利申请中描述的示例性系统中的任何系统的发送/接收设备(例如，发送/接收线圈126、一个或更多个控制器等)的至少一部分。如下面进一步详细讨论的，发送/接收系统4100被配置成：检测从正在被成像的主体4104的激发原子发射的mr信号，并且表征环境中的噪声以抑制或除去来自检测的mr信号的表征的噪声。

如图41a中所示，发送/接收系统4100包括主rf接收线圈4102，该主rf接收线圈4102被配置成响应于激励脉冲序列(例如，从脉冲序列储存库108中选择并由控制器102执行的脉冲序列)而测量由主体4104发射的mr信号。激励脉冲序列可以由主rf接收线圈4102和/或由布置在主体4104附近的一个或更多个其他发送rf线圈产生，并且被配置成在被操作时产生合适的mr脉冲序列。主接收线圈4102可以是单个线圈或可以是多个线圈，其在后一种情况下可以用于执行并行的mri。调谐电路系统4108有助于主接收线圈4102的操作，并且由(一个或多个)rf线圈4102检测的信号被提供至获取系统4110，该获取系统4110可以放大检测到的信号，使检测到的信号数字化以及/或者执行任何其他合适类型的处理。

发送/接收系统4100还包括(一个或多个)辅助传感器4106，所述辅助传感器4106可以包括被配置成检测或以其他方式测量环境中的噪声源和/或由mri系统本身产生的环境噪声的任何数量或任何类型的(一个或多个)传感器。由(一个或多个)辅助传感器4106测量的噪声可以被表征，并且可以用于使用下面进一步详细描述的技术来抑制由(一个或多个)主rf线圈4102检测到的mr信号中的噪声。在获取系统4110处理由(一个或多个)rf线圈4102和(一个或多个)辅助传感器4106检测到的信号之后，获取系统4110可以将经处理的信号提供至mri系统的一个或更多个其他部件以用于进一步处理(例如，用于形成主体4104的一个或更多个mr图像)。获取系统4110可以包括任何合适的电路系统，并且可以包括例如一个或更多个控制器和/或处理器，所述控制器和/或处理器被配置成控制mri系统根据本文描述的实施方式执行噪声抑制。应当理解，图41a中示出的部件可以被配置成检测由mri系统生成的mr信号，并且例如，rf线圈可以与在上面并入的共同提交的申请中描述的那些rf线圈类似或相同，或者可以是任何其他合适类型的线圈。

如图41b中所示，在一些实施方式中，(一个或多个)辅助传感器4106可以包括一个或更多个辅助线圈4206，所述一个或更多个辅助线圈4206被配置成测量来自mri系统正在其中操作的环境中的一个或更多个噪声源的噪声。在一些情况下，(一个或多个)辅助rf线圈4206可以被构造成：对环境噪声比对由线圈本身生成的任何噪声基本上更敏感。例如，辅助rf线圈4206可以具有足够大的孔径和/或匝数，使得辅助线圈对来自环境的噪声比对由辅助线圈本身生成的噪声更敏感。在一些实施方式中，(一个或多个)辅助rf线圈4206可以具有比(一个或多个)主rf线圈4102更大的孔径和/或更多数量的匝数。然而，由于本文描述的技术不限于线圈的任何特定选择，所以(一个或多个)辅助rf线圈4206可以在这方面与主rf线圈相同，以及/或者可以在其他方面与(一个或多个)主rf线圈4102不同。例如，如下面进一步详细讨论的，在一些实施方式中，使用不同类型的辅助传感器代替rf线圈型传感器。

在图41b的说明性实施方式中，(一个或多个)辅助rf线圈4206位于与主rf线圈4102相距距离4205处。距离4205可以被选择成使得(一个或多个)辅助线圈4206足够远离样本4104以避免感测在成像期间由样本发射的mr信号，但以其他方式被布置成尽可能接近主rf线圈4102，使得(一个或多个)辅助线圈4206检测与由(一个或多个)主线圈4102检测的噪声类似的噪声。以这种方式，来自由(一个或多个)辅助线圈4206测量的一个或更多个噪声源且使用本文讨论的技术(例如，通过使用检测到的噪声来至少部分地计算可以用于抑制和/或消除在检测到的mr信号上存在的噪声的变换)被表征的噪声可以表示由(一个或多个)主线圈4102检测到的噪声。应当理解，(一个或多个)辅助线圈4206无需是rf线圈，而可以是能够检测或测量环境中可能影响mri系统的性能的噪声的任何类型的传感器，原因是本文描述的技术不限于用于任何特定类型的传感器。

如图41c中示意性地示出的，根据一些实施方式，(一个或多个)辅助传感器4106可以包括被配置成通过将(一个或多个)传感器耦接至mri系统的一个或更多个部件来测量噪声的一个或更多个辅助传感器4306。例如，辅助传感器4306可以包括耦接至mri系统的一个或更多个部件或以其他方式被布置成检测由mri系统产生的噪声的一个或更多个传感器。如以上所讨论的，电力电缆通常是噪声源，其会对mri系统的操作具有负面影响，具体地，可以产生由一个或更多个主线圈检测的噪声。根据一些实施方式，(一个或多个)辅助传感器4306包括(例如，电容地或电感地)耦接至系统的一个或更多个电力电缆以检测从所述一个或更多个电力电缆产生的噪声的一个或更多个传感器。检测到的噪声可以被表征并且用于例如通过以下操作来抑制来自检测到的mr信号的噪声：使用检测到的噪声来至少部分地产生表征由(一个或多个)辅助传感器4306检测的噪声的变换，或者直接被应用于检测到的mr信号。

如以上所讨论的，低场机制可以有助于可以在各种各样的环境中使用以及/或者通常可以从一个位置被运送到另一位置的系统。因此，低场mri系统将经常在专门屏蔽的房间外进行操作。因此，一些低场mri系统可以利用系统的一个或更多个部件的部分屏蔽来防止至少一些emi到达屏蔽的部件。发明人已经意识到，通过将一个或更多个传感器耦接至系统的一个或更多个emi屏蔽件(例如，一个或更多个部件的法拉第笼等)，由一个或更多个emi屏蔽件吸收的噪声可以被测量、表征并且用于抑制和/或消除来自检测到的mr信号的噪声。根据一些实施方式，(一个或多个)辅助传感器4306包括耦接在一个或更多个emi屏蔽件与地之间以测量由emi屏蔽件吸收的可以用于有助于噪声抑制的噪声的一个或更多个传感器。例如，从emi屏蔽件检测的噪声可以用于至少部分地计算可以用于抑制和/或消除来自检测到的mr信号的噪声的变换。应当理解，(一个或多个)辅助传感器4306可以包括能够检测噪声的任何其他类型的传感器，原因是这些方面在这方面不受限制。

根据一些实施方式，(一个或多个)辅助传感器4106包括如图41d中示出的(一个或多个)主线圈本身，在图41d中，由于(一个或多个)主rf线圈在一些情况下可以执行两个角色，因此(一个或多个)主rf线圈被标记为用于系统的主接收线圈4102和辅助传感器4406两者。如以上所讨论的，发明人已经认识到，某些脉冲序列有助于使用从(一个或多个)主线圈获取的信号来另外抑制其上的噪声。脉冲序列通常是指以规定的序列来操作(一个或多个)发送线圈和(一个或多个)梯度线圈以引起mr响应。通过使用相同的空间编码来重复相同的脉冲序列，“冗余”mr信号可以被获得并且用于估计mr信号中存在的噪声。

为了解决低场mri的相对低的信噪比(snr)，利用了使用相同的空间编码来重复mr数据获取(例如，通过重复具有相同操作参数的脉冲序列来以相同的方式驱动梯度线圈)的脉冲序列。对通过多次获取而获得的mr信号进行平均以增大snr。例如，平衡稳态自由进动(bssfp)脉冲序列可以用于通过多次获取快速获得mr数据，然后对这些获取一起进行平均以增大snr。术语“平均”在本文中用于描述用于对信号进行组合的任何类型的方案，包括绝对平均(例如，平均值)、加权平均或者可以用于通过对来自多次获取的mr数据进行组合来增大snr的任何其他技术。因为bssfp脉冲序列不需要在连续mr数据获取之间等待净磁化以与b0场重新对准(例如，可以在不需要等待横向磁化矢量减小到0的情况下获得连续获取)，所以可以快速获得多次获取。然而，任何脉冲序列可以用于在相同位置处执行多次获取，原因是这些方面在这方面不受限制。

发明人已经认识到，在使用相同的空间编码执行的多次获取期间获得的mr数据可以用于抑制和/或消除来自检测到的mr信号的噪声。如以上所讨论的，当通过以相同的空间编码重复脉冲序列来执行多次获取时，获得的mr信号应当相同或几乎相同，并且差异可以归因于噪声。照此，对通过多次获取而获得的mr信号进行相移并计算信号之间的差异提供了用于评估破坏mr数据的噪声的手段。可以通过相移并且根据使用的脉冲序列的类型来添加或减去相移的mr信号来获得该差异。例如，bssfp脉冲序列在后续获取中翻转脉冲序列的极性，使得可以通过添加已经被适当地相移的mr信号来计算该差异。然而，使用没有翻转极性的其他脉冲序列而获得的mr信号可以在被适当地相移之后被减去，以获得多次mr获取之间的差异。因为使用相同的空间编码而获得的多次获取(例如，10、20、50、100、150或更多)可能已经在低场环境中被执行(并且被平均)以实现足够大的snr，所以尽管如此，使用获取中的一次或更多次获取来计算噪声估计将不会显著增加获取时间。

计算的噪声(例如，通过具有相同空间编码的多次获取而获得的mr信号之间的差异)可以用于抑制和/或消除检测到的mr信号中的噪声。根据一些实施方式，根据上述技术计算的噪声可以用于至少部分地确定可以用于以下面进一步详细讨论的方式抑制和/或消除噪声的变换。然而，通过确定多个mr获取之间的差异而计算的噪声可以以其他方式用于抑制和/或消除噪声，原因是这些方面在这方面不受限制。例如，基于确定从相同位置获得的多个mr获取之间的差异而计算的噪声可以直接被应用于检测到的mr信号或者在进一步处理之后被应用。应当理解，通过比较使用相同空间编码获得的多个获取而计算的噪声可以用于动态地抑制和/或消除来自检测到的mr信号的噪声。以这种方式，噪声消除动态地适应环境中改变的噪声状况。

如以上所讨论的，通过其一些示例在前述内容中被描述的一个或更多个辅助传感器检测的噪声可以用于表征来自一个或更多个噪声源的噪声，并且抑制和/或消除来自检测到的mr信号的噪声。根据一些实施方式，由一个或更多个辅助传感器检测的噪声用于确定可以用于将检测到的噪声变换为由一个或更多个主接收线圈检测的噪声的近似的变换。根据一些实施方式，在不使用变换的情况下，由一个或更多个辅助传感器检测的噪声被应用于检测到的mr信号以抑制噪声。

作为非限制性示例，噪声抑制部件(例如，图41a至图41d中示出的获取系统4110)可以通过使用由辅助传感器4106检测的信号saux(t)以及主-辅传感器(pa)变换hpa(ω)经由以下表达式来抑制由主rf线圈4102检测的信号spri(t)中的噪声：

其中，saux(ω)是saux(t)的傅里叶变换，是逆傅里叶变换算子，scomp(t)是噪声抑制信号。应当理解，等式(1)的噪声补偿计算可以以多种方式中的任何方式来实现，并且例如可以在频域或时域中来实现，原因是本文描述的噪声抑制技术在这方面不受限制。在下面更详细地描述用于估计pa变换的示例性技术。

图42是根据本文描述的技术的一些实施方式的用于执行噪声抑制的说明性过程4501的流程图，包括用于确定示例性变换的技术的详细描述，首先关于辅助传感器与主接收线圈之间的变换，接着描述主接收线圈与多个辅助传感器之间的变换(多通道变换)。应当理解，可以针对任何数量的接收线圈计算单通道变换或多通道变换，使得可以使用任何数量和任何类型的辅助传感器以及任何数量和任何类型的接收线圈来执行在这方面的噪声消除。过程4501可以由任何合适的mri系统的部件执行，并且例如可以由参照图1描述的mri系统100的部件以及图41a至图41d中示出的相关联的部件执行。

过程4501开始于动作4502和4504，其中，mri系统通过使用主rf线圈(例如，rf线圈4102)获得mr数据并且使用一个或更多个辅助传感器(例如，一个或更多个rf线圈4206和/或一个或更多个其他传感器4106、4306、4406等)获得噪声数据。如以上所讨论的，可以使用任何类型的任何数量的辅助传感器来表征mri系统的环境中的噪声。为了说明噪声抑制技术的各方面，首先考虑主rf线圈和辅助传感器的情况。主rf线圈和辅助传感器可以操作成基本上同时获得mr数据和噪声数据，使得由辅助传感器获取的噪声数据可以用于抑制由主rf线圈获取的mr数据中的噪声。

由主rf线圈获得的信号可以包括由正在被成像的样本发射的噪声和mr信号两者。例如，如果spri(t)表示由主rf线圈测量的总信号，则spri(t)可以被表达为：

spri(t)＝mpri(t)+npri(t)，

其中，mpri(t)和npri(t)表示由主rf线圈测量的总信号的mr信号和噪声分量。假设辅助传感器测量可忽略的量的mr信号(由于辅助传感器相对于主rf线圈和正在被成像的样本的放置)，则由辅助传感器测量的信号主要包含环境rf噪声。例如，如果saux(t)表示由辅助传感器测量的总信号，则saux(t)可以根据以下来表达：

saux(t)＝naux(t)，

其中，naux(t)是由辅助传感器测量的噪声。

如以上所讨论的，由主rf线圈和辅助传感器测量的信号的噪声分量可以由于主线圈与辅助传感器之间的物理差异以及位置和取向的差异而不同(例如，npri(t)可以与naux(t)不同)。然而，发明人已经意识到，由于主线圈和辅助传感器两者都测量来自一个或更多个公共源的噪声，因此可以建立由主线圈和辅助传感器测量的噪声信号之间的关系。在一些实施方式中，这样的关系可以由主变换到辅助变换表示。例如，该关系可以由如下详述的主变换到辅助变换hpa(ω)表示。

例如，在一些实施方式中，噪声信号npri(t)和naux(t)中的每一个可以包含来自若干独立源的噪声，噪声包括但不限于来自低场mri系统的环境中的一个或更多个源的噪声、由主rf线圈和/或辅助传感器生成的噪声以及由mri系统的一个或更多个其他部件生成的噪声(例如，由调谐电路系统、获取系统、电力电缆等生成的噪声)。因此，例如，噪声信号npri(t)和naux(t)可以被表达为：

npri(t)＝cpri(t)+upri(t)，以及

其中，cpri(t)和caux(t)分别表示由主线圈和辅助传感器检测到的一个或更多个公共噪声源生成的相关噪声(即，信号cpri(t)和caux(t)相关)，并且其中，upri(t)和uaux(t)分别表示由主线圈和辅助传感器检测到的不相关噪声(例如，由主线圈和辅助传感器本身生成的噪声)。如上所述，在一些实施方式中，辅助传感器可以被配置成使得其对来自环境的噪声比对由传感器本身生成的噪声更敏感。例如，辅助传感器可以是具有足够大的孔径和/或匝数的辅助rf线圈。照此，caux(t)可能远大于uaux(t)，使得

可以通过相应的测量变换关于(一个或多个)公共噪声源来表达噪声信号cpri(t)和caux(ω)中的每一个。例如，在傅里叶域中，噪声信号cpri(t)和caux(t)的傅里叶变换cpri(ω)和caux(ω)可以被表达为：

cpri(ω)＝hpri(ω)cs(ω)

caux(ω)＝haux(ω)cs(ω)

其中，cs(ω)是公共噪声源的傅里叶变换，hpri(ω)和haux(ω)分别表示公共噪声源与主接收线圈和辅助传感器之间的通道。对以上等式进行组合得出：

cpri(ω)＝hpa(ω)caux(ω),

其中

是主-辅变换。

返回到过程4501的讨论，在动作4502和4504处获取mr信号和噪声信号之后，过程4501进行至动作4506，在4506处，获得主-辅(pa)变换。在一些实施方式中，pa变换可以先前被估计，使得在动作4506处获得pa变换包括访问pa变换的表示(例如，pa变换的频域或时域表示)。在其他实施方式中，在动作4506处获得pa变换可以包括估计和/或更新变换的估计。在下面更详细地描述用于估计pa变换的技术。

接下来，在动作4508处，在动作4504处获得的噪声数据和在动作4506处获得的pa变换可以用于抑制或消除在动作4502处获得的mr数据中的噪声。这可以使用上述等式(1)、使用等式(1)的任何等效公式(例如，可以在频域中执行全部计算)或以任何其他合适的方式来完成。

如上所述，主-辅变换可以用于抑制由mri系统例如低场mri系统中的主rf线圈获取的mr数据中的噪声。在一些实施方式中，可以根据由主rf线圈和辅助传感器获得的校准测量来估计主-辅变换。这可以以任何合适的方式来完成。例如，可以根据在以下情况下获得的校准测量来估计pa变换：当不存在mr信号时，或者当mr信号的强度相对于由主rf线圈检测到的噪声的强度较小时。作为另一示例，可以根据当存在mr信号时(例如，在mri系统的操作期间)获得的校准测量来估计pa变换。可以使用任何合适数量(例如，至少100、100至1000、至少1000等)的校准测量。当使用更多测量时，可以以较高的分辨率(例如，以较大的频率值)和/或相对于实际噪声环境的增加的保真度来估计pa变换。可以使用最小二乘估计技术或任何其他合适的估计技术来估计pa变换，原因是本文描述的技术不限于任何特定计算方法。

根据一些实施方式，pa变换包括根据校准测量估计的pa变换。作为一个非限制性示例，当由主线圈在时间{tk}处获取的信号不包含任何mr信号时，或者当mr信号的强度相对于由主rf线圈检测到的噪声的强度较小时，则spri(tk)＝npri(tk)，使得spri(tk)的离散傅里叶变换由下式给出：

spri(ωk)＝cpri(ωk)+upri(ωk)，

其中，cpri(ωk)是cpri(tk)的离散傅里叶变换，upri(ωk)是upri(tk)的离散傅里叶变换。由于cpri(ωk)＝hpa(ωk)sref(ωk)，因此在主线圈处接收的信号的离散傅里叶变换可以根据下式被表示为在辅助传感器处接收的信号的离散傅里叶变换的函数：

spri(ωk)＝hpa(ωk)saux(ωk)+upri(ωk)(2)

等式(2)表示一组独立的等式，每个频率分量ωk对应一个等式。由于upri和hpa两者是未知的，因此可能无法根据单个校准测量来确定hpa。如果进行m次校准测量(例如，至少10次、至少100次、至少1000次校准测量)，使得获得关于每个频率分量的spri和saux的多个示例，那么尽管upri未知，但是可以通过任何合适的估计技术——例如，通过最小二乘估计——来确定pa变换。因此，这是因为可以使用多个测量来对不相关的噪声进行平均。给定m个校准测量，可以通过针对每个频率分量ωk考虑以下矩阵等式来获得用于pa变换的最小二乘估计器，

其可以根据下式来求解：

如从前述内容可以理解的，上述估计器使用多个测量(即，由主线圈和辅助线圈中的每一个测量的m个噪声信号)来估计关于多个频率区间的主-辅变换的值。与依赖于单个测量(即，由主线圈和辅助线圈中的每一个测量的单个信号)来估计变换的技术相比，这导致pa变换的显著改进的估计。这样的单次测量技术可以包括在减法之前缩放和时移参考信号，这将校正在主线圈和辅助线圈处接收的噪声信号之间的相位差，但是(与本文描述的多次测量技术不同)将不会校正频率相关的相位差。

另一单次测量技术可以包括：在从在主线圈处接收的信号中减去辅助噪声信号之前，在频域中缩放和相位调节辅助噪声信号。这可以通过使用由主线圈和辅助线圈接收的信号的离散傅里叶变换(dft)来实现。最优缩放和相移可以通过跨多个频率区间的最小二乘拟合来确定。例如，如果spri(ωk)是在主接收线圈上测量的信号的dft，saux(ωk)是在同一时间在辅助线圈上测量的信号的dft，则可以根据下式来计算关于频率区间的子集(在[k1，k2]的范围内)的平均缩放和相移spf：

尽管该单次测量技术可以用于创建频率相关校正，但是该方法需要校正的频率分辨率与缩放和相位偏移的估计的准确度之间的权衡。具体地，该“单次测量的跨频率区间的平均”技术导致pa变换的估计不佳(例如，高方差、偏差)。相比之下，上述多次测量技术提供了无偏差和低方差估计器。

如上所述，发明人意识到，多个线圈的使用可以以多种方式有助于改进的mri，包括更鲁棒的噪声检测和/或消除、加速的图像获取等。在使用多个主接收线圈和/或多个辅助传感器的实施方式中，传感器中的所有传感器可以是相同类型或可以是不同类型。例如，在一个或更多个rf线圈被用作传感器的情况下，没有线圈、一些线圈或所有线圈可以被屏蔽。作为另一示例，线圈可以具有不同的灵敏度。当使用其他类型的传感器时，尽管传感器和(一个或多个)主接收线圈的特性中的一些特性可能相似或相同，但是传感器和(一个或多个)主接收线圈的特性中的至少一些特性可能必须不同。

在一些实施方式中，多个辅助rf线圈和/或主rf线圈可以用于加速成像。例如，用于感测来自相同或不同噪声源的噪声的多个rf线圈也可以用于执行并行的mr。以这种方式，多个rf线圈可以通过它们用作并行接收线圈来提供噪声表征功能以及加速的图像获取两者。

在一些实施方式中，如上所述，在存在多个噪声源的情况下可以使用多个传感器来执行噪声补偿。在具有n个相关的噪声源的环境中，其中，n是大于1的整数，由主线圈和辅助传感器接收的噪声信号cpri(t)和caux(t)的傅里叶变换cpri(ω)和caux(ω)可以被表达为：

cpri(ω)＝hpri，1(ω)c1(ω)+hpri，2(ω)c2(ω)+…+hpri，n(ω)cn(ω)

caux(ω)＝haux，1(ω)c1(ω)+haux，2(ω)c2(ω)+…+haux，n(ω)cn(ω)，

其中，cj(ω)——其中，1≤j≤n——是来自第j噪声源的噪声信号的傅里叶变换，hpri，j(ω)是主线圈与第j噪声源之间的变换，haux，j(ω)是辅助传感器与第j噪声源之间的变换。当比率hpri，j(ω)/haux，j(ω)对于一个或更多个噪声源而言不同时，可能不能通过仅使用单个辅助传感器来执行高品质的噪声补偿。然而，如下所述，在这种情况下可以使用多个辅助传感器来执行噪声补偿。

下面描述的是多个辅助传感器如何被用于对多个不同的噪声源执行噪声补偿的非限制性示例。在不失一般性的情况下，假设mr系统具有主线圈和p(其中，p是大于或等于1的任何整数)个辅助传感器。此外，假设mr系统被部署在存在n(其中，n是大于或等于1的整数)个不同噪声源的环境中。令hij(ω)表示第i(其中，1≤i≤p)辅助传感器与第j(其中，1≤j≤n)噪声源之间的变换。以下一组等式将由辅助传感器接收的信号的傅里叶变换与由噪声源产生的噪声信号的傅里叶变换相关：

其中，caux，i——1≤i≤p——是在第i辅助传感器处接收的信号的傅里叶变换；cj(ω)——1≤j≤n——是来自第j噪声源的噪声信号的傅里叶变换，并且其中，所有项对频率的依赖性未明确示出(为简洁起见，(ω)被抑制)，但应当理解，上述矩阵等式中的所有项都是频率的函数。

当辅助传感器的数量大于或等于噪声源的数量(即，p＞＝n)时，可以根据下式针对噪声信号求解以上矩阵等式：

如果这样的解存在，则在主接收线圈上测量的相关噪声可以根据下式关于由辅助传感器中的所有辅助传感器获得的测量来表达：

多通道变换hmpa可以根据下式来定义：

然后可以看出，由主接收线圈测量的噪声是在所有辅助线圈上测量的噪声信号的线性组合：

因此，给定由p个辅助传感器测量的噪声信号(例如，其傅里叶变换由caux，i给出，其中1≤i≤p)，以上等式可以用于估计在主接收线圈处接收的噪声信号(例如，其傅里叶变换由cpri给出)。进而，可以从由主接收线圈测量的总信号(该信号将具有mr信号分量和噪声分量两者)中减去估计的噪声信号以执行噪声抑制。

然而，为了使用以上等式(3)，需要多通道主-辅变换hmpa＝[hparc，1…hparc，p]的估计。这可以以任何合适的方式来实现，并且在一些实施方式中，可以通过使用主接收线圈和辅助传感器进行多次测量(例如，在没有mr信号存在的时刻)并且使用这些测量来估计多通道主-辅变换来完成。例如，给定在主接收线圈和p个辅助传感器中的每一个处的噪声信号的m个测量，可以根据下式使用最小二乘估计来估计关于每个频率分量ωk(其中，k是频率区间上的索引)的hmpa：

其中，saux，i(ωk)m表示由第i辅助传感器获得的第m测量的信号的傅里叶变换的第k频率区间的值，并且其中，spri(ωk)m表示由主接收线圈获得的第m测量的信号的傅里叶变换的第k频率区间的值。当下面矩阵的列彼此尽可能正交时，这种最小二乘法提供了最完整的校正：

换句话说，每个辅助传感器可以以独特的方式从其他辅助传感器检测不同噪声源中的一些或所有噪声源。为了校正近场源的存在，可以将多个传感器放置在不同的位置，以对噪声源中的一些噪声源更敏感或更不敏感。在一些实施方式中，多个传感器可以彼此正交地取向(例如，一个传感器可以沿“x”方向取向，另一传感器可以沿“y”方向取向，而另一传感器可以沿“z”方向取向)。以这种方式，可以捕获时变干扰场的每个矢量。使用一个或更多个天线作为辅助传感器来提供另一正交测量也可能是有益的。

应当理解，本文描述的技术有助于使用适合于检测由相应噪声源产生的噪声的任何数量和/或任何类型的传感器来检测mri系统的环境中的噪声。因此，来自各种源的可能影响mri系统的性能的噪声可以被检测并且被用于抑制和/或消除来自由mri系统在操作期间检测到的mr信号的噪声。因为本文描述的技术在mri系统的特定噪声环境上操作，所以采用本文描述的噪声抑制技术的噪声降低系统有助于在可能需要该系统的任何地方部署mri系统，从而消除了将该系统安装在专门屏蔽的房间中的要求。动态地适应变化的噪声环境的能力有助于可以被部署在通常嘈杂的环境——包括噪声源可能随时间改变的环境——中的mri系统的开发。因为可以在mri系统的操作期间利用本文描述的技术，所以可以动态地表征噪声环境，使得其反映系统当前正暴露在其中的相同噪声环境。这些噪声抑制和/或避免技术使得mri系统能够在几乎任何环境中操作并动态地适应和补偿存在的电磁噪声，从而使实现能够被运送到患者所在的任何地方以执行所需的诊断、手术或监测过程的便携式mri系统。

噪声降低系统可以包括通过降低系统噪声——例如，通过降低多线圈发送/接收系统中的相邻或紧邻rf线圈之间的电感耦合——来增大便携式mri系统的snr的附加技术。根据一些实施方式，多个线圈可以用于提高snr和有助于噪声抑制这两者。例如，可以是rf信号线圈(例如，主rf线圈)、rf噪声线圈(例如，辅助rf线圈)或这两者的rf线圈的集合可以布置在不同的位置和取向，以检测可以使用本文讨论的噪声抑制技术中的任何噪声抑制技术来表征和补偿的广泛rf场。根据一些实施方式，便携式mri系统包括多个发送/接收线圈，以提高图像获取的snr。例如，便携式mri系统可以包括2、4、8、16、32或更多个rf接收线圈，以提高mr信号检测的snr。

通常，rf线圈被调谐成在感兴趣的频率处增大线圈灵敏度。然而，相邻或紧邻线圈(例如，足够接近彼此的rf线圈)之间的电感耦合降低调谐线圈的灵敏度并显著降低rf线圈的集合的有效性。存在用于对紧邻线圈几何上去耦的技术，但是对线圈取向和空间位置施加了严格限制，从而降低了rf线圈的集合准确地检测rf场的能力，因此降低了噪声抑止性能。为了解决线圈之间的电感耦合的负面影响，发明人已经利用了减少多线圈发送/接收系统中的射频线圈之间的电感耦合的线圈去耦技术。例如，图43a和图43b示出了根据一些实施方式的被配置成减少多线圈发送/接收系统中的射频线圈之间的电感耦合的无源去耦电路。无源去耦电路4300a可以被配置成对rf噪声线圈例如被定位在mri系统的视场外部的不经受由rf发送系统产生的相对强的发送b1场的rf噪声线圈(即，一个或更多个rf发送线圈)进行去耦。在这种背景下，电感器l1表示被配置成检测环境中的电磁噪声的rf线圈，该rf线圈由电容器c1、c2和c3形成的电路进行调谐。电容器和电感器被布置成提供平衡差分电路以减少共模噪声。由l2、l3、c3和c4形成的槽路被配置成具有高阻抗，以确保通过l1的电流保持较小。用于l-c网络的值的适当选择确保穿过l1的电流——虽然保持较小——在lna的差分输出(vout-、vout+)处具有用于测量的足够的snr来以足够的灵敏度表征环境中的电磁噪声。lna输入处的等效阻抗由下式给出：

在以上等式中，r是主电感l1的等效损耗。电容器值和电感器值可以被选择成获得用于检测的lna的最优噪声阻抗。图43b示出了被配置成对可以经受b1发送场的rf线圈进行去耦的无源去耦电路4300b。具体地，l1可以表示mri系统的视场内的rf信号线圈。无源去耦网络4300b在一些方面可能类似于无源去耦网络4300a，但不同之处在于：当rf信号由一个或更多个rf发送线圈发送时，二极管d1、电容器c3以及电感器l2和l3操作为将rf线圈(被表示为电感器l1)与lna隔离的发送/接收开关。具体地，l-c网络由发送/接收开关分成两个网络部分，以在rf发送循环期间保护敏感电子器件。在发送脉冲期间，二极管d1导通以创建短路，从而将rf信号线圈与接收电子器件隔离。得到的l-c网络提供具有确保l1中的电流保持较小的高阻抗的槽路。在接收循环期间，二极管d1关断，rf线圈连接至lna并由得到的平衡槽路进行调谐，该得到的平衡槽路被配置成：在使得能够在lna的差分输出处检测到足够的信号的同时限制通过l1的电流。因此，rf线圈在发送周期期间连接至第一槽路而在脉冲序列的接收周期期间连接至第二槽路。于是在lna输入处的等效阻抗是：

常规的去耦电路通常使用pin二极管来使接收电子器件与rf信号线圈隔离。然而，在去耦电路中适合于执行该功能的pin二极管需要约1a的电流来使二极管导通。作为示例，对于图像获取脉冲序列的每个发送和接收周期，具有八个接收线圈的发送/接收线圈系统可能需要大约8a的电流来使接收线圈与(一个或多个)rf信号线圈去耦。因此，在图像获取协议的范围内，rf发送/接收系统的去耦电路消耗大量电力。发明人认识到，pin二极管可以由氮化镓(gan)场效应晶体管(fet)代替，以降低rf发送/接收系统的功耗。具体地，ganfet需要大约毫安培来导通，从而将功耗降低了若干数量级。另外，与pin二极管相比，ganfet在导通时的电容较小，从而减少了对平衡电路的负面影响。根据一些实施方式，去耦电路4300b中的二极管d1由一个或更多个ganfet代替，从而降低rf发送/接收系统的功耗。

图43c示出了根据一些实施方式的用于由rf接收线圈4326使用ganfet4335使接收电子器件与rf线圈耦合和去耦的电路4300。在图43c中，接收线圈4326连接至谐振电路4333并连接至接收电路系统4340(例如，诸如线性放大器的前置放大器)，接收电路系统4340被配置成接收和递送由接收线圈4326检测的信号。在发送周期期间(例如，在由一个或更多个rf发送线圈发送rf脉冲期间)，接收线圈4326被去谐以保护接收电路系统4340，如果来自(一个或多个)rf发送线圈的rf发送信号要耦合至接收线圈4326并传播到接收电路系统4340，则接收电路系统4340可能被损坏。如以上所讨论的，常规的电路通常采用pin二极管来使接收线圈从接收电路系统去谐或去耦。电路4300包括使用ganfet4335来使接收线圈4326去谐以便将接收线圈从接收电路系统4340去耦的去耦电路系统。具体地，在发送周期期间，ganfet4326导通(即，闭合以在端子之间创建短路)以将电感器4337切换到电路中以使谐振电路4333去谐，使得rf发送脉冲不耦合至接收线圈4326。在接收周期期间，ganfet4335截止(即，断开以在端子之间创建开路)以从谐振电路4333中移除电感器4337，使得接收线圈将耦合至响应于rf发送脉冲而发射的mr信号。如以上所讨论的，与诸如pin二极管的常规二极管相比，ganfet需要显著更少的电力来导通，从而在每个发送/接收周期上节约电力(例如，对于rf发送/接收系统中的每个接收线圈，将功耗从约1a减少到毫安培)。

图43d示出了根据一些实施方式的被配置成减少多线圈发送/接收系统中的射频线圈之间的电感耦合的有源去耦电路。在图43d中示出的去耦电路中，电感器l1表示被配置成测量nmr信号的rf线圈。rf线圈经由并联连接至l1的电容器c3被调谐，并且lna的差分输出vout-、vout+测量由rf线圈感测的nmr信号。lna的差分输出还经由电阻器r1和r2被馈送回到第二电感器l2。反馈电路使得流过电感器l2的电流响应于信号而将负通量耦合至l1中，因此减少流过l1的电流，从而减轻对其他附近rf线圈的电感耦合效应。l2可以设置在距l1的期望距离处，并且r1和r2的电阻器值可以被选择成使得通过l2的电流实现l1中期望的电流减小。去耦电路4300c减少了所需的电路元件的数量，从而降低了去耦电路的成本和复杂性。

去耦电路例如图43a、图43b、图43c和图43d中示出的去耦电路的使用有助于增大snr并且减轻在多线圈发送/接收系统中电感耦合对噪声降低系统的噪声抑制性能的影响。另外，图43c中示出的去耦电路提供了低功率发送/接收开关，该低功率发送/接收开关经由ganfet(例如，而不是pin二极管等)的使用分别在发送周期期间和接收周期期间降低了对rf接收线圈进行去耦和耦合的功耗。因此，可以以降低的功耗操作rf线圈系统。应当理解，可以使用其他去耦电路，原因是这些方面在这方面不受限制。

根据一些实施方式，使用上述技术的组合来表征来自各种源的噪声，以确定可以用于抑制或消除来自各种噪声源的噪声的多通道变换。可以在mri系统的操作期间获得噪声测量，使得可以动态地确定多通道变换，从而允许适应mri系统的变化的噪声环境的噪声抑制。然而，由于可以根据需要来应用本文描述的技术，所以在系统启动时、当系统被移动到不同的位置时以及/或者在任何事件发生时可以表征环境中的噪声，并且经表征的噪声用于抑制和/或消除获取的mr信号中的噪声。还可以利用任何其他噪声抑制技术来有助于mri系统在专门屏蔽的房间、帐篷或外壳外部的操作以及/或者在成像区域的屏蔽以其他方式被限制或不存在的情况下的操作，从而允许便携式mri。

应当理解，这些噪声抑制技术有助于使用适合于检测由相应噪声源产生的噪声的任何数量和/或任何类型的传感器来检测mri系统的环境中的噪声。因此，来自各种源的可能影响mri系统的性能的噪声可以被检测并且被用于抑制和/或消除来自由mri系统在操作期间检测到的mr信号的噪声。因为这些技术在mri系统的特定噪声环境上操作，所以采用这些噪声抑制技术的噪声降低系统有助于在可能需要系统的任何地方部署mri系统，从而消除了将系统安装在专门屏蔽的房间中的要求。动态地适应变化的噪声环境的能力有助于可以被部署在通常嘈杂环境——包括噪声源可能随时间改变的环境——中的mri系统的开发。因为可以在mri系统的操作期间利用描述的噪声抑制技术，所以可以动态地表征噪声环境，使得其反映系统当前正暴露在其中的相同噪声环境。这些噪声抑制和/或避免技术使得mri系统能够在几乎任何环境中操作并动态地适应和补偿存在的电磁噪声，从而使实现能够被运送到患者所在的任何地方以执行所需的诊断、手术或监测过程的便携式mri系统。

还应当理解，噪声降低系统可以包括本文描述的任何一种或更多种噪声抑制、抵制和/或避免技术(例如，动态噪声抑制、抵制和/或避免技术中的一种或更多种、用以降低电感耦合的一个或更多个去耦电路等)，以有助于便携式mri系统在几乎任何房间中以及在几乎任何装置级屏蔽配置下操作。如以上所讨论的，常规的mri系统在提供包围的屏蔽空间的专门屏蔽的房间中操作。因此，在专门屏蔽的房间中操作的mri系统对基本上100％的成像区域进行屏蔽。在可移动的帐篷或笼内操作的mri系统还对成像区域进行全面屏蔽，该mri系统对成像区域努力提供尽可能接近100％的屏蔽。为了实现便携性，根据一些实施方式的mri系统被配置成在具有变化级别的装置级屏蔽(例如，屏蔽成像区域的一些部分)的专门屏蔽的房间、帐篷或笼外操作，所述专门屏蔽包括没有或基本上没有成像区域的屏蔽。

用于成像区域的电磁屏蔽的量可以被视为从为其提供屏蔽的成像区域的中心对向该成像区域的最大立体角的百分比。具体地，为100％的成像区域提供屏蔽意味着：在成像区域周围的最大立体角4π球面度(sr)上提供用于至少操作谱的电磁屏蔽。类似地，为小于75％的成像区域提供屏蔽意味着：用于至少操作谱的电磁屏蔽提供小于成像区域的.75(4π)sr的立体角覆盖等。因此，专门屏蔽的房间为部署在屏蔽的房间内的mri系统的基本上100％的成像区域提供屏蔽，原因是在基本上4πsr的最大立体角上提供屏蔽。类似地，可移动的帐篷或笼被设计成向尽可能接近100％的成像区域提供屏蔽。

mri系统的成像区域的电磁屏蔽的百分比指的是保护成像区域的屏蔽的总量，包括经由专门屏蔽的房间、帐篷、笼等提供的电磁屏蔽以及装置级电磁屏蔽件(例如，耦接至mri装置的壳体的电磁屏蔽件，该电磁屏蔽件为成像区域提供电磁屏蔽)。因此，当在专门屏蔽的房间或笼外被操作时，图16、图39a至图39c、图40a和图40b中示出的便携式mri系统对其相应成像区域中小于100％的成像区域进行屏蔽，在一些配置中，对基本上小于100％的成像区域进行屏蔽。为小于100％的成像区域提供屏蔽在本文中被称为向成像区域的一部分提供屏蔽，该部分可以通过特定百分比或百分比范围来量化。例如，图16、图39a至图39c、图40a和图40b中示出的电磁屏蔽件可以被调整成向成像区域的不同部分提供屏蔽(例如，变化程度的屏蔽)，例如至少在约85％与约50％之间(例如，在约85％或更小、约75％或更小、约65％或更小等处)。

应当理解，为成像区域的一部分提供屏蔽是指提供小于100％屏蔽是有意和/或通过设计的情况(例如，以在在专门屏蔽的房间、帐篷或笼外操作的mri系统中提供对患者的访问或者适应患者)。实际上，屏蔽技术通常是不完美的，因此即使意图是为成像区域提供100％屏蔽(至少对于操作谱)，也可能提供小于100％的屏蔽。例如，即使意图是提供完全覆盖，在专门屏蔽的房间中使门打开或半开、未被注意到的帐篷间隙、或者在成像期间未完全关闭的开口等也可能导致小于100％的屏蔽。不完美的屏蔽材料或构造也可能导致无意中具有小于100％的屏蔽。为成像区域的一部分提供屏蔽不应被解释为覆盖这些情况，原因是为成像区域的一部分提供屏蔽指的是部分覆盖是有意的和/或通过设计的情况。

图44a至图44c示出了根据一些实施方式的具有围绕成像区域的不同量的装置级屏蔽件的便携式mri系统。图44a示出了具有部分地屏蔽成像区域5095的屏蔽件5065的便携式mri系统。例如，屏蔽件5065可以并入到滑动件5060中，滑动件5060可以根据需要被配置并定位成在成像区域5095的开口的约50％周围提供屏蔽。图44b示出了具有为成像区域5195提供较低程度的屏蔽的屏蔽件5165的便携式mri系统的另一示例。例如，滑动件5160可以根据需要被定位成在成像区域5195的开口的约25％周围提供屏蔽。图44c示出了在成像区域5295周围没有屏蔽件的便携式mri系统的示例，提供了对开放成像区域基本上没有装置级屏蔽件的替选方案。

图44d示出了根据一些实施方式的利用另一种技术来对系统的成像区域进行电磁屏蔽的便携式mri系统4400。具体地，在图44d中示出的实施方式中，经由连接便携式mri系统的b0磁体的上部和下部以形成传导回路的一个或更多个传导条来实现对电磁干扰的屏蔽，该传导回路抵消将以其他方式导致干扰的至少一些电磁辐射。在图44d中示出的实施方式中，传导条4465电耦接至上部4400a、下部4400b并且还可以连接至地。在图44d中示出的实施方式中，传导条4465由导电编织物形成，提供可以相对容易和方便地耦接至b0磁体的柔性材料带。然而，传导条4465可以由任何导电材料以任何合适的形式构造或构成，在下面进一步详细描述其一些示例。

图44d中示出的示例性便携式mri系统4400包括：铁磁轭4420，其提供上磁体4410a与下磁体4410b之间的磁路径，以捕获和引导由相应磁体产生的磁场，以增加成像区域内的磁通量密度。具体地，类似于结合图2a至图2b、图3a以及图16描述的示例性轭，轭4420包括使用合适的铁磁材料或材料(例如，铁、钢等)的组合形成的框架以及上板和下板。上板和下板分别耦接至上磁体和下磁体以形成“磁电路”，该“磁电路”捕获由磁体产生的磁场中的至少一些磁场并经由“磁电路”引导捕获的磁场以增加mri装置的成像区域内的通量密度。

发明人认识到，将传导条4465耦接至轭的板形成传导回路，在传导回路中，电流是由通过传导回路沿各方向传播的电磁辐射引起的。该引起的电流又将产生电磁场，该电磁场抵消引起通过回路类似地传播的电流和/或电磁辐射的电磁辐射中的至少一些电磁辐射。以这种方式，可以通过由传导条4465和轭4220形成的传导回路中引起的电流产生的抵消电磁场来减小电磁干扰。因此，当环境电磁辐射在相应的传导回路中引起电流时，可以通过添加另外的传导条形成另外的传导回路以产生抵消电磁场来提高对电磁干扰的抑制。具体地，随着在不同的取向上添加更多的传导回路，得到的传导回路将响应于环境中存在的电磁辐射中的更多电磁辐射。

应当理解，任何数量的传导条可以附接至或固定至b0磁体以提供电磁屏蔽。根据一些实施方式，可以围绕成像区域设置将b0磁体的部件连接至地的一个或更多个附加条4465，以增加被布置成保护成像区域免受电磁干扰的屏蔽的量(例如，以增加用于成像区域的电磁屏蔽的百分比)。例如，传导条屏蔽件可以每180°、每90°、每45°、每30°或以任何其他间隔被附接，围绕成像区域规则或不规则地间隔开，以提供期望程度的电磁屏蔽。应当理解，如下面进一步详细讨论的，可以使用任何数量的传导条来实现期望的屏蔽的百分比以及/或者在成像区域的开放性与用于成像区域的屏蔽的全面性之间提供期望的折衷。

虽然图44d中示出的传导条4465由柔性材料制成，但一个或更多个传导条可以以其他方式被形成，例如，可以形成为将形成mri系统的b0磁体的磁体电连接至地的刚性传导条、棒、杆或手柄(或其他合适的几何形状)。在这方面，一个或更多个传导条可以被布置成用作手柄以除了提供电磁屏蔽之外还帮助移动便携式mri系统，以有助于旋转装置或帮助倾侧b0磁体(例如，结合测角构件，在下面结合图45至图47描述其示例)。应当理解，可以组合使用不同类型的传导条(例如，一个或更多个柔性条和/或一个或更多个刚性条)来为mri系统提供电磁屏蔽，原因是这些方面在这方面不受限制。

根据一些实施方式，一个或更多个传导条被配置成是可移除的，使得传导条可以根据需要被添加和移除，从而有助于提供灵活的方法来适应不同的操作环境、不同的成像情况和/或患者的不同级别的幽闭恐怖症痛苦或不舒服的可配置的条屏蔽。为了有助于在这方面的可配置屏蔽，用于磁体的壳体可以包括多个紧固机构(例如，按扣、连接器、插入件或其他机构)，其允许传导条可移除地被附接至壳体并且当传导条屏蔽件经由相应的紧固机构连接至壳体时将磁体电耦接至传导条并电耦接至地。紧固机构可以被布置在任何期望的位置处和任何数量的位置处，以提供可以在哪里附接至装置以及多少传导条可以附接至装置的灵活性。另外，可以使紧固机构本身是可移动的，使得经由紧固机构耦接至系统的一个或更多个传导条可以被调节(例如，围绕成像区域旋转)。以这种方式，可以根据需要添加、移除传导条和/或调节它们的位置，以提供期望量的期望屏蔽配置(例如，以向期望百分比的成像区域提供屏蔽)。

提供使得能够在成像区域周围的多个位置处附接和移除可移除的条的多个紧固机构使得成像区域能够在将患者定位在成像区域内时保持基本打开。在患者已经被定位在成像区域内之后，可以经由多个紧固机构将期望数量的传导条附接至b0磁体以实现期望程度的屏蔽，以选定mri系统正在其中操作的电磁环境，以有助于特定的成像协议以及/或者适应可能易受幽闭恐怖症影响的患者(例如，可以仅在患者对mri系统的开放性保持舒适时才添加传导条)。因此，条屏蔽技术可以提供灵活、可配置的电磁屏蔽方法，有助于在各种环境中以及针对各种应用和情况部署便携式mri系统的能力。

减少在成像区域周围提供的屏蔽(例如，使用本文描述的屏蔽技术中的任何屏蔽技术)具有许多益处，包括系统的成本和复杂性的降低以及关于定位患者进行成像和在患者保持被定位在系统内时可能需要执行要求访问患者的其他任务的医务人员的可访问性增加这两者的对成像区域的可访问性的提高。另外，减少成像区域周围的屏蔽使mri系统的开放性最大化，以改善易受幽闭恐怖症的感觉影响的患者的体验。以这种方式，从成本和/或灵活性的角度来看，还可以增大便携式mri的适用性。

根据一些实施方式，装置级屏蔽件是可移除的，使得可以鉴于特定情况例如患者和/或成像区域对于给定过程所需的可访问性、患者的幽闭恐怖症的严重性、特定噪声环境等选择提供的屏蔽的量。例如，携载屏蔽件的滑动件可以被配置成与b0磁体附接以及从b0磁体移除，从而使得能够根据需要选择性地且动态地配置便携式mri装置(例如，以使得便携式mri系统能够配置有图40和图44a至图44c中示出的屏蔽的量和可访问性，图40和图44a至图44c中示出的分别具有三个、两个、一个和零个附接的滑动件/屏蔽件)。以这种方式，便携式mri装置可以利用不同的可能配置的屏蔽和可访问性方面，使得能够在这方面针对给定过程和/或特定患者对便携式mri进行优化。根据其他实施方式，对于给定的便携式mri系统而言屏蔽件的数量或屏蔽的量可以是固定的，这可以使得能够降低成本和复杂性，但是从屏蔽/可访问性的角度来看也可能降低系统的灵活性。

如以上所讨论的，发明人开发了使得便携式mri装置能够在不同的噪声环境中(例如，在未屏蔽或部分屏蔽的房间中)操作并且在变化量的装置级屏蔽下操作的噪声降低系统。便携式mri系统可以包括噪声降低系统，该噪声降低系统包括本文描述的噪声抑制、避免和/或降低技术中的任何一种或其组合，原因是这些方面在这方面不受限制。例如，噪声降低系统可以采用本文描述的噪声抑制和/或避免技术中的一种或更多种，允许补偿给定的噪声环境以及/或者与由具有可配置的屏蔽件的便携式mri系统(例如，图40和图44a至图44c中示出的便携式mri系统)提供的可变量的装置级屏蔽件协作工作的动态噪声抑制和/或避免，可变量的装置级屏蔽件包括在成像区域周围没有或基本上没有装置级屏蔽件。噪声降低系统还可以包括线圈去耦网络，以减少由在提供的任何级别的屏蔽处的多线圈发送/接收系统中的射频线圈之间的电感耦合引起的噪声。应当理解，噪声降低系统可以包括本文描述的技术中的任何一种技术或其组合，原因是这些方面在这方面不受限制。

如图16、图39a至图39c、图40a和图40b中所示，便携式mri被配置成使得b0磁体可以以期望的倾斜被倾侧。在许多情况下，患者可能例如由于与大脑中增加的流体静压力相关联的风险而无法躺平。发明人开发了具有使得b0磁体能够例如围绕其质心旋转的定位机构的便携式mri装置。因此，如果患者或患者的解剖结构的特定部分需要在倾斜处被支承，则定位机构可以被接合以旋转或倾侧b0磁体以实现期望的倾斜。根据一些实施方式，定位机构可以被手动接合以用手来旋转或倾侧b0磁体，从而有助于将mri系统快速且容易地配置在期望的倾斜处。

图45a至图45d示出了定位机构的不同视图，该定位机构采用使得磁体能够围绕固定轴(例如，通过或靠近b0磁体的质心的轴)旋转的定位测角器或测角台4590。如图45a中所示，测角台4590可旋转地耦接至b0磁体的下部的底部，如图45a中的方向箭头4593所示，以使得b0磁体能够围绕其质心4591旋转。如下面进一步详细讨论的，测角台4590包括被配置成调节锁定构件(例如，锁定销)的多个孔或洞4595，该锁定构件将机构锁定在期望角度处的位置中。如图40a中所示，经由测角台4590旋转b0磁体达到倾侧，该倾侧为正在被成像的患者解剖结构提供倾斜的支承表面。

图45b示出了b0磁体和测角台4590的侧视图。测角台4590包括使锁定销4596与设置在测角台4590的固定或不动的构件上的孔(例如，图45a中示出的孔4595)接合和脱离的释放机构4594。为了旋转b0磁体，在向上方向上按压释放机构4594以使锁定销4596与其当前被定位的孔脱离。例如，如下面结合图46a和图46b进一步详细讨论的，手柄4592使得用户能够将手放置在手柄上并朝向手柄挤压释放机构4594以释放锁定销4596。在锁定销4596脱离的情况下，然后可以使用手柄4592来将b0磁体旋转或倾侧到期望的倾斜。一旦b0磁体被旋转到期望的角度，释放机构4594就可以被释放，使得锁定销4596与新位置处的相应孔接合，从而将机构锁定在期望角度处的位置中。图45c和图45d示出了耦接至下磁体装置4510的底侧和基座4550的测角台4590。

图46a和图46b示出了前述内容中讨论的示例性测角台4590的更接近的视图。如所示的，释放机构4594经由轴4599可旋转地耦接至可移动的台部件4590a。当沿由箭头4597示出的方向将力施加到释放机构4594(例如，通过用手抓住手柄4592和释放机构4594并朝向手柄挤压或提高释放机构)时，释放机构4594围绕轴4599旋转并使部分4598升高以将锁定销4596从其当前被定位的孔4595c中拔出。当如图46b中的虚线所示从孔中拔出锁定销4596时，可移动的台部件4590a从其锁定的位置被释放并被允许其在不动的台部件4590b内滑动。当可移动的台部件4590a移动到其期望的位置时，释放机构4594可以被释放以将可移动的台部件4590a锁定到期望的位置中。例如，弹簧机构可以耦接至锁定销，使得当释放机构4594被释放时，弹簧力使锁定销4596返回到其锁定的位置。虽然示例性测角台4590包括四个孔(例如，孔4595a、4595b、4595c和4595d)，但是可以在任何位置处设置任何数量的孔来为可以定位b0磁体的角度提供期望的粒度，原因是这些方面在这方面不受限制。应当理解，测角台4590使得b0磁体能够在不移动质心的情况下旋转，允许用手旋转磁体。然而，也可以使用旋转质心的其他机构，原因是这些方面在这方面不受限制。

图47示出了使用并入本文描述的技术的各方面(例如，低场mri系统1900、3900、4000等)、在具有约50mt的场强的b0磁场下操作的便携式mri系统进行3分钟脑部扫描的结果。使用平衡稳态自由进动(bssfp)脉冲序列获得质子密度图像，该质子密度图像具有2.4mm×2.2mm×5mm的分辨率。图48示出了由使用bssfp脉冲序列在约50mt的场强下操作的便携式mri系统进行14分钟脑部扫描的结果。图47中的质子密度图像的分辨率是1.7mm×1.7mm×4mm。图49示出了由使用t2流体衰减反转恢复(flair)脉冲序列在约50mt的场强下操作的便携式mri系统进行15分钟脑部扫描的结果。图49中的t2图像的分辨率是2mm×2mm×5mm。图50示出了使用利用bssfp脉冲序列在约50mt下操作的便携式mri系统进行的15分钟膝盖扫描。图50中的质子密度图像的分辨率是1.7mm×1.7mm×3mm。

已经如此描述了在本公开内容中阐述的技术的若干方面和实施方式，应当理解，本领域技术人员将容易想到各种变型、修改和改进。这样的变型、修改和改进意在在本文描述的技术的精神和范围内。例如，本领域普通技术人员将容易想到用于执行功能以及/或者获得结果和/或本文描述的优点中的一个或更多个优点的各种其他装置和/或结构，并且这样的变型和/或修改中的每一个被认为在本文描述的实施方式的范围内。本领域技术人员将认识到或者能够使用不超过常规的实验来确定本文中描述的具体实施方式的许多等同物。因此，应当理解，前述实施方式仅通过示例的方式被呈现，并且在所附权利要求及其等同物的范围内，发明的实施方式可以以除了具体描述的方式以外的方式来实践。另外，如果本文描述的特征、系统、物品、材料、装备和/或方法不相互矛盾，则这样的特征、系统、物品、材料、装备和/或方法中的两个或更多个的任何组合都包括在本公开内容的范围内。

上述实施方式可以以多种方式中的任何方式来实现。本公开内容的涉及处理或方法的执行的一个或更多个方面和实施方式可以利用能够由装置(例如，计算机、处理器或其他装置)执行的程序指令来执行或控制处理或方法的执行。在这方面，各种发明构思可以实施为编码有一个或更多个程序的计算机可读存储介质(或多个计算机可读存储介质)(例如，计算机存储器、一个或更多个软盘、致密盘、光盘、磁带、闪存、现场可编程门阵列或其他半导体器件中的电路配置、或其他有形计算机存储介质)，当所述一个或更多个程序在一个或更多个计算机或其他处理器上被执行时，执行实现上述各种实施方式中的一个或更多个实施方式的方法。一个或多个计算机可读介质可以是可移动的，使得存储在其上的一个或多个程序可以被加载到一个或更多个不同计算机或其他处理器上，以实现上述方面中的各个方面。在一些实施方式中，计算机可读介质可以是非暂态介质。

本文使用的术语“程序”或“软件”在一般意义上是指可以用于对计算机或其他处理器进行编程以实现上述各个方面的任何类型的计算机代码或计算机可执行指令集。另外，应当理解，根据一个方面，当被执行时执行本公开内容的方法的一个或更多个计算机程序不需要驻留在单个计算机或处理器上，而是可以以模块化方式分布在多个不同的计算机或处理器之间，以实现本公开内容的各个方面。

计算机可执行指令可以采用许多形式，例如由一个或更多个计算机或其他装置执行的程序模块。通常，程序模块包括执行具体任务或者实现具体抽象数据类型的例程、程序、对象、组件、数据结构等。通常，在各种实施方式中，可以根据需要来组合或分布程序模块的功能。

另外，数据结构可以以任何合适的形式存储在计算机可读介质中。为了简化说明，数据结构可以被示出为具有通过数据结构中的位置而相关联的字段。这样的关系同样可以通过用计算机可读介质中的位置为字段分配存储区来实现，所述位置传达字段之间的关系。然而，可以使用任何合适的机制来建立数据结构的字段中的信息之间的关系，包括通过使用指针、标签或者建立数据元素之间的关系的其他机制。

本发明的上述实施方式可以以多种方式中的任何方式来实现。例如，可以使用硬件、软件或其组合来实现实施方式。当以软件被实现时，软件代码可以在任何合适的处理器或处理器的集合上被执行，而不管软件代码被设置在单个计算机中还是分布在多个计算机中。应当理解，执行上述功能的任何组件或组件的集合一般可以被认为是控制上面讨论的功能的控制器。控制器可以以多种方式——例如使用专用硬件或者使用利用微代码或软件进行编程以执行上述功能的通用硬件(例如，一个或多个处理器)——来实现，并且可以在控制器与系统的多个部件相对应的情况下以组合的方式来实现。

此外，应当理解，作为非限制性示例，计算机可以以多种形式中的任何形式例如机架安装计算机、台式计算机、膝上型计算机或平板计算机来实施。另外，计算机可以被嵌入在包括个人数字助理(pda)、智能电话或任何其他合适的便携式或固定的电子装置、通常不被视为计算机但具有适当处理能力的装置中。

此外，计算机可以具有一个或更多个输入和输出装置。这些装置——除了其他方面——可以用于呈现用户界面。可以用于提供用户界面的输出装置的示例包括用于输出的视觉呈现的打印机或显示屏以及用于输出的听觉呈现的扬声器或其他声音生成装置。可以用于用户界面的输入装置的示例包括键盘以及诸如鼠标、触摸板和数字化平板的指向装置。作为另一示例，计算机可以通过语音识别或以其他可听格式接收输入信息。

这样的计算机可以通过一个或更多个网络以任何合适的形式互连，所述网络包括局域网或广域网，例如企业网以及智能网(in)或因特网。这样的网络可以基于任何合适的技术，并且可以根据任何合适的协议进行操作，而且可以包括无线网络、有线网络或光纤网络。

此外，如所描述的，一些方面可以被实施为一种或更多种方法。作为方法的一部分执行的动作可以以任何合适的方式被排序。因此，可以构造以与示出的顺序不同的顺序来执行动作的实施方式，即使在说明性实施方式中被示出为顺序动作，所述实施方式也可以包括同时执行一些动作。

如本文中定义和使用的所有定义应当被理解为涵盖字典定义、通过引用并入的文献中的定义和/或所定义的术语的普通含义。

除非明确地相反指示，否则如本文在说明书和权利要求书中使用的不定冠词“一个(a)”和“一个(an)”应当被理解为意指“至少一个”。

如本文在说明书和权利要求书中使用的短语“和/或”应当被理解为意指如此结合的要素中的“一者或两者”，即在一些情况下结合地存在而在其他情况下分离地存在的要素。用“和/或”列出的多个要素应当以相同的方式被解释，即，如此结合的要素中的“一个或更多个”。除了由“和/或”子句具体标识的要素之外，可以可选地存在其他要素，无论与具体标识的那些要素相关还是不相关。因此，作为非限制性示例，当结合诸如“包括”的开放式语言被使用时，在一个实施方式中，对“a和/或b”的引用可以仅指a(可选地包括除了b之外的要素)；在另一实施方式中，对“a和/或b”的引用可以仅指b(可选地包括除了a之外的要素)；在又一实施方式中，对“a和/或b”的引用可以指a和b两者(可选地包括其他要素)；等。

如本文在说明书和权利要求书中使用的，关于一个或更多个要素的列表，短语“至少一个”应当被理解为意指选自要素的列表中的要素中的任何一个或更多个要素中的至少一个要素，但是不一定包括要素的列表内具体列出的每个要素中的至少一个要素，并且不排除要素的列表中的要素的任何组合。该定义还允许：除了短语“至少一个”所指的要素的列表内具体标识的要素之外，还可以可选地存在要素，无论与具体标识的那些要素相关还是不相关。因此，作为非限制性示例，在一个实施方式中，“a和b中的至少一个”(或者等同地，“a或b中的至少一个”，或者等同地，“a和/或b中的至少一个”)可以指至少一个、可选地包括多于一个、a、不存在b(并且可选地包括除了b之外的要素)；在另一实施方式中，“a和b中的至少一个”可以指至少一个、可选地包括多于一个、b、不存在a(以及可选地包括除了a之外的要素)；在又一实施方式中，“a和b中的至少一个”可以指至少一个、可选地包括多于一个、a、以及至少一个、可选地包括多于一个、b(以及可选地包括其他要素)；等。

此外，本文使用的措辞和术语是出于描述的目的，而不应当被视为进行限制。在本文中，“包括(including)”、“包括(comprising)”或“具有”、“包含”、“涉及”及其变型的使用意在涵盖其后列出的项及其等同物以及另外的项。

在说明书和所附权利要求书中，所有过渡短语例如“包括(comprising)”、“包括(including)”、“携载”、“具有”、“包含”、“涉及”、“持有”、“由......构成”等应当被理解为是开放式的，即，意味着包括但不限于。只有过渡短语“由......组成”和“基本上由......组成”应当分别是封闭式或半封闭式的过渡短语。