具体实施方式

高场系统在MRI扫描器市场中占压倒性的主导地位，特别是对于医疗或临床MRI应用。如上文所讨论的，医学成像的一般趋势是产生具有越来越大的场强的MRI扫描器，其中绝大多数的临床MRI扫描器以1.5T或3T操作，并在研究环境中使用较高的7T和9T的场强。如本文所使用的，“高场”一般是指目前在临床环境中使用的MRI系统，更具体地是指以1.5T或以上的主磁场(即，B₀场)操作的MRI系统，尽管在0.5T和1.5T之间操作的临床系统通常也被表征为“高场”。约0.2T和0.5T之间的场强已被表征为“中场”，并且随着高场区(regime)中的场强不断增加，0.5T和1T之间的范围中的场强也已被表征为中场。相比之下，“低场”一般是指以小于或等于约0.2T的B₀场操作的MRI系统，尽管由于高场区的高端处的场强增加，具有0.2T和约0.3T之间的B₀场的系统有时也已被表征为低场。在低场区内，以小于0.1T的B₀场操作的低场MRI系统在本文中被称为“甚低场”，并且以小于10mT的B₀场操作的低场MRI系统在本文中被称为“超低场”。

如上文所讨论的，传统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，并且必须在结构上强化房间的地板。必须为高功率电子器件和扫描技术人员的控制区域提供附加的房间。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以向电子器件供电，该电子器件进而必须通过冷却水供给来进行冷却，并且必须提供附加HVAC能力。这些场所要求不仅昂贵，而且还显著限制了能够部署MRI系统的地点。传统的临床MRI扫描器也需要大量的专业知识来进行操作和维护这两者。这些训练有素的技术人员和服务工程师为操作MRI系统增加了巨大的持续运营成本。作为结果，传统MRI成本过高，并且在可访问性方面受到严格限制，从而阻碍MRI作为在无论何处以及无论何时需要的情况下都能够递送范围广泛的临床成像解决方案的广泛可用的诊断工具。患者必须在预先安排的时间和地点访问有限数量的设施其中之一，从而阻碍在辅助诊断、外科手术和患者监视等唯一有效的许多医疗应用中使用MRI。

如上文所讨论的，高场MRI系统需要特别适配的设施，以适应这些系统的大小、重量、电力消耗和屏蔽要求。例如，1.5T的MRI系统的重量通常在4-10吨之间，而3T的MRI系统的重量通常在8-20吨之间。另外，高场MRI系统一般需要大量的重且昂贵的屏蔽。许多中场扫描器甚至更重，其重量在10-20吨之间，这是部分因为使用了非常大的永磁体和/或磁轭。市售可用的低场MRI系统(例如，以0.2T的B₀磁场操作)由于大量用于生成B₀场的铁磁材料因而通常也在10吨或更多的范围中，此外还有用于屏蔽的吨位。为了容纳这种重型设备，必须用强化地板(例如，混凝土地板)来建造房间(其最小大小通常为30-50平方米)，并且该房间必须被特别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系统是不移动的，并且需要在医院或设施内花费大量的专用空间，而且除了用于为操作准备空间的相当大的成本之外，在操作和维护系统的专业知识方面还需要附加的持续成本。

另外，目前可用的MRI系统通常消耗大量电力。例如，常见的1.5T和3T的MRI系统在操作期间通常消耗20-40kW的电力，而可用的0.5T和0.2T的MRI系统通常消耗5-20kW。当在本文讨论电力消耗时，除非另有规定，否则将参考在关注间隔内消耗的平均电力。例如，上述的20-40kW指示传统MRI系统在图像获取的过程期间所消耗的平均电力，其中图像获取的过程可以包括显著超过平均电力消耗的峰值电力消耗的相对短时间段(例如，梯度线圈和/或射频(RF)线圈在脉冲序列的相对短时间段内进行脉冲的时间段)。峰值(或大的)电力消耗的间隔通常经由MRI系统本身的电力储存元件(例如，电容器)来解决。因此，平均电力消耗是更相关的性质，因为它一般决定了操作装置所需的电力连接的类型。因此，可用的临床MRI系统也必须具有专用电源，通常需要到电网的专用三相连接以操作MRI系统。然后需要附加的电子器件以将三相电力转换为MRI系统所利用的单相电力。部署传统临床MRI系统的许多物理要求产生了重大的可用性问题，并严格限制了可以利用MRI的临床应用。

因此，高场MRI的许多要求在许多情况下使安装成本过高，从而将其部署限制到大型机构医院或专门的设施、并一般将其用途限制于严格安排的预约，进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MRI完全用作成像模式。尽管上述的高场MRI存在缺点，但对于较高场中SNR的显著增加的呼吁继续推动行业向越来越高的场强的方向发展，以用于临床和医疗MRI应用，从而进一步增加MRI扫描器的成本和复杂度，并进一步限制其可用性并阻碍其用作通用和/或常用的成像解决方案。

低场区(特别是甚低场区)中所产生的MR信号的低SNR阻碍了相对低成本、低功率和/或便携式MRI系统的开发。传统的“低场”MRI系统在通常被表征为低场范围的高端处操作(例如，临床可用的低场系统具有约0.2T的最低限)以实现有用的图像。尽管比高场MRI系统稍微便宜，但传统的低场MRI系统共享许多相同的缺点。特别地，传统的低场MRI系统是大型、固定且不移动的安装，消耗大量电力(需要专用的三相电力接线图)，需要特别屏蔽的房间和大型专用空间。低场MRI的挑战阻碍了能够产生有用图像的相对低成本、低功率和/或便携式MRI系统的开发。

发明人开发了能够实现便携式、低场、低功率和/或低成本MRI系统的技术，这可以改进MRI技术在除了目前医院和研究设施中的MRI安装外的各种环境中的广泛可部署性。作为结果，MRI可以被部署在急诊室、小型诊所、医生办公室、移动单元、现场等，并可以被带至患者(例如，床边)以进行多种多样的成像过程或方案。一些实施例包括有助于实现便携式、低成本、低功率MRI的甚低场MRI系统(例如，0.1T、50mT、20mT等)，从而显著增加MRI在临床环境中的可用性。

在低场区中开发临床MRI系统存在许多挑战。如本文所使用的，术语“临床MRI系统”是指产生临床有用图像的MRI系统，其中临床有用图像是指具有足够分辨率和适当获取时间以在给定特定成像应用的情况下针对其预期目的对医师或临床医师有用的图像。正因如此，临床有用图像的分辨率/获取时间将取决于正在获得图像的目的。在低场区中获得临床有用图像的许多挑战其中之一是相对低的SNR。特别地，SNR与B₀场强之间的关系是在场强高于0.2T时约为B₀ ^5/4，并且在场强低于0.1T时约为B₀ ^3/2。正因如此，SNR随着场强的减小而大幅下降，并且SNR在甚低场强下经历甚至更显著的下降。由于减小场强而导致的SNR的这种显著下降是阻碍了临床MRI系统在甚低场区中的开发的重要因素。特别地，在甚低场强处的低SNR的挑战阻碍了在甚低场区中操作的临床MRI系统的开发。作为结果，临床MRI系统已被限制到约0.2T及以上的范围，其中这些系统是消耗大量电力的大型、重型(且昂贵)的MRI系统，其一般需要固定的专用空间(或屏蔽帐篷)和专用电源。

本发明人已认识到并且理解，为了开发能够产生临床有用图像的低场和甚低场MRI系统，应当增加SNR。传统上在高场MRI系统中被忽略的噪声源和误差(由于这些误差相对于高场系统中的磁场的强度较小)可能降低低场MRI系统的SNR，并且显著影响由此得到的图像的质量。因此，这些噪声源和误差产生了在高场MRI系统的开发中未被解决的问题，并且这些问题对于在低场MRI系统中解决以确保可能最高的SNR是重要的。

本发明人已认识到，由于铁磁材料中的感应磁化而引起的磁滞效应降低SNR和/或引起了低场MRI系统中的成像误差。MRI系统的许多组件和关联的环境由易受由MRI系统的一个或多个电磁体感应出的磁化影响的铁磁材料形成，或者包括这些铁磁材料。当各种组件的铁磁材料被磁化时，由此产生的磁场影响MRI系统的成像区域中的磁场，该磁场包括B₀场、线性梯度场和更高阶项。在高场MRI系统中，由该系统的各种组件的铁磁材料的感应磁化所产生的磁场由于这些磁场的大小相对于MRI系统的磁体的高场强度小，因此可能被忽略。然而，在低场MRI系统中应解决磁滞效应以增加SNR。

例如，低场MRI系统可以包括具有通过铁磁轭连接的永磁体板(例如，参见以下的图2A)的磁性系统。这种低场MRI系统包括用于在低场MRI系统的成像区域中产生梯度磁场的一个或多个梯度线圈。梯度脉冲序列用于控制由梯度线圈生成的磁场，使得成像区域中的磁场根据时间而变化。由(一个或多个)梯度线圈生成的动态磁场在由铁磁材料制成的MRI系统的永磁体板、铁磁轭和其它组件中感应出磁化。感应磁化是除了由(一个或多个)梯度线圈产生的磁场之外还在成像区域中产生磁场的磁滞效应。因此，存在于成像区域中的实际磁场不再由(一个或多个)梯度线圈精确地控制，而是由(一个或多个)梯度线圈生成的磁场和由感应磁化生成的磁场(以及由MRI系统的其它磁体(诸如B₀磁体等)产生的磁场)的总和。不对成像区域中的磁场进行精确控制，这降低SNR和由此得到的MRI图像的质量。

减少低场MRI系统中由磁滞效应引起的误差的一个方法是在成像例程期间包括消磁脉冲。然而，消磁脉冲的添加增加了执行成像例程所需的时间、和/或需要额外的梯度校正波瓣，其为磁滞效应提供不完整的校正。本发明人开发了用于减少由磁滞效应引起的成像误差的技术，该技术不会通过添加附加的消磁脉冲来增加成像例程的持续时间。

本发明人已认识到，可以在使用低场MRI系统对患者成像之前测量在低场MRI系统中感应出的磁滞效应。进而，这些测量结果可以用于产生磁滞效应的磁滞模型，该磁滞模型可以用于在后续成像期间补偿这些效应。例如，磁滞模型可以用于修改目标脉冲序列以确定校正脉冲序列，从而控制MRI系统的电磁体(例如，梯度线圈)，以在MRI系统的成像区域中产生期望的磁场强度。在一些实施例中，由于在确定用于控制电磁体的脉冲序列时考虑了磁滞效应，因此期望的磁场强度可以反映MRI系统的感应磁化和由校正脉冲序列控制的电磁体所产生的磁场的贡献。

因此，在一些实施例中，磁滞模型用于确定用于控制MRI系统的一个或多个电磁体的校正脉冲序列。注意，无需确定感应磁化的确切地点。例如，磁轭、其它磁性组件、壳体、电子组件和/或MRI系统的任意数量的其它组件可以由铁磁材料制成，并且可以表现出磁滞效应。不需要确定与各组件相关联的感应磁化的量。通过在成像路线选择之前进行磁滞效应的测量，来自在测量时存在的任意铁磁材料的感应磁化可以被磁滞模型共同考虑。使用这种技术，本发明人观察到了SNR增加约15％。

在一些实施例中，用于控制MRI系统的至少一个梯度线圈的设备包括：至少一个计算机硬件处理器；以及至少一个计算机可读存储介质，用于存储处理器可执行指令，所述处理器可执行指令在由所述至少一个计算机硬件处理器执行时，使所述至少一个计算机硬件处理器进行方法，所述方法包括：接收至少一个目标梯度脉冲序列；基于所述至少一个目标梯度脉冲序列和针对所述至少一个梯度线圈的至少一个控制设置的历史，来确定校正梯度场脉冲序列以驱动所述至少一个梯度线圈；以及使用所述校正梯度脉冲序列来控制所述至少一个梯度线圈。

在一些实施例中，MRI系统包括铁磁轭，并且磁滞模型表示由至少一个梯度线圈的操作至少在铁磁轭中感应出的磁滞的效应。

在一些实施例中，确定校正脉冲序列可以包括：调整目标脉冲序列的目标梯度脉冲序列内的脉冲的振幅。可选地或另外地，确定校正脉冲序列可以包括：确定用于控制射频(RF)发射线圈的校正发射RF脉冲序列和/或用于控制RF接收线圈的校正接收RF脉冲序列。例如，确定校正发射RF脉冲序列可以包括：调整校正发射RF脉冲序列的发射RF脉冲的中心频率或相位；并且确定校正接收RF脉冲序列可以包括：调整校正接收RF脉冲序列的接收RF脉冲的中心频率或相位。

本发明人已进一步认识到，多元件探测器可以被放置在MRI系统内以测量磁滞效应。多元件探测器包括用于测量MRI系统的成像区域内的磁场的多个接收元件。然后使用这些测量结果来确定在MRI系统中感应出的磁滞效应的模型。在MRI系统中感应出的磁滞效应取决于施加到电磁体的脉冲序列的历史。因此，可以针对多个不同的脉冲序列来测量由感应磁化引起的成像区域中的磁场。

在一些实施例中，一种多元件探测器，用于测量MRI系统中的磁滞，所述多元件探测器包括：RF发射线圈；多个RF接收元件；以及多个液体样本，各液体样本包含在所述多个RF接收元件的相应线圈内。

一些实施例包括用于测量磁MRI系统中的磁滞的方法，所述MRI系统包括至少一个电磁体，所述方法包括：使用多元件探测器来测量所述MRI系统的成像区域中的磁场，所述多元件探测器包括：RF发射线圈；多个RF接收元件；以及多个液体或凝胶样本，各液体或凝胶样本包含在所述多个RF接收元件的相应线圈内。

一些实施例包括用于测量MRI系统中的磁滞的方法，所述MRI系统包括至少一个梯度线圈，所述方法包括：使用包括第一多个脉冲的第一脉冲序列来控制所述至少一个梯度线圈；使用放置在所述MRI系统的成像区域中的多元件RF探测器来测量所述MRI系统的成像区域中的第一多个磁场强度，所述第一多个磁场强度中的各磁场强度是至少部分地由所述第一脉冲序列的第一多个脉冲中的相应脉冲引起的；基于所测量到的第一多个磁场强度来估计磁滞模型的参数；以及存储所述磁滞模型的参数。

图1是MRI系统100的典型组件的框图。在图1的例示性示例中，MRI系统100包括计算装置104、控制器106、脉冲序列存储装置108、电力管理系统110和磁性组件120。应当理解，系统100是例示性的，并且除了图1所示的组件之外或者代替图1所示的组件，MRI系统可以具有任意合适类型的一个或多个其它组件。然而，MRI系统一般将包括这些高级组件，尽管对于特定MRI系统，这些组件的实现可能有很大差异，如下文进一步所详细讨论。

如图1所示，磁性组件120包括B₀磁体122、匀场线圈124、RF发射和接收线圈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的任意合适类型的磁性元件或其组合。如上文所讨论的，在高场区中，B₀磁体通常使用一般以螺线管几何形状提供的超导材料而形成，从而要求低温冷却系统将B₀磁体保持在超导状态。因此，高场B₀磁体是昂贵的、复杂的，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使B₀磁体保持在超导状态所需的极低温度)，需要大的专用空间以及专门的专用电力连接(例如，到电网的专用三相电力连接)。传统的低场B₀磁体(例如，以0.2T操作的B₀磁体)通常也使用超导材料来实现，并且具有这些相同的一般要求。其它传统的低场B₀磁体使用永磁体实现，为了产生传统低场系统由于无法以更低场强获取有用图像而被限制(例如，在0.2T和0.3T之间)的场强，该永磁体需要是重量为5-20吨的非常大的磁体。因此，传统MRI系统的B₀磁体本身阻碍便携性和可负担性这两者。

梯度线圈128可以被布置为提供梯度场，并且例如可以被布置为在B₀场中在三个大致正交的方向(X、Y、Z)上生成梯度。梯度线圈128可以被配置为通过系统地改变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，以将接收到MR信号的空间地点编码为频率或相位的函数。例如，梯度线圈128可以被配置为改变作为沿特定方向的空间地点的线性函数的频率或相位，尽管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配置文件。例如，第一梯度线圈可以被配置为在第一(X)方向上选择性地改变B₀场以在该方向上进行频率编码，第二梯度线圈可以被配置为在大致与第一方向正交的第二(Y)方向上选择性地改变B₀场以进行相位编码，并且第三梯度线圈可以被配置为在大致与第一方向和第二方向正交的第三(Z)方向上选择性地改变B₀场以实现用于体积成像应用的切片选择。如上文所讨论的，传统的梯度线圈也消耗大量的电力，通常由大型、昂贵的梯度电源操作，如下文进一步所详细讨论。

MRI是通过分别使用发射和接收线圈(通常被称为射频线圈)来激发并检测所发射的MR信号而进行的。发射/接收线圈可以包括用于发射和接收的单独线圈、用于发射和/或接收的多个线圈或者用于发射并接收的相同线圈。因此，发射/接收组件可以包括用于发射的一个或多个线圈、用于接收的一个或多个线圈和/或用于发射和接收的一个或多个线圈。发射/接收线圈通常也被称为Tx/Rx线圈，以通用地指代MRI系统的发射和接收磁性组件的各种结构。这些术语在本文中可互换使用。在图1中，RF发射和接收线圈126包括一个或多个发射线圈，该一个或多个发射线圈可以用于生成RF脉冲以感应振荡磁场B₁。(一个或多个)发射线圈可以被配置为生成任意合适类型的RF脉冲。

电力管理系统110包括用以向低场MRI系统100的一个或多个组件提供操作电力的电子器件。例如，如下文更详细地讨论的，电力管理系统110可以包括一个或多个电源、梯度电力组件、发射线圈组件、以及/或者提供合适的操作电力以为MRI系统100的组件供能和对其进行操作所需的任意其它合适的电力电子器件。如图1所示，电力管理系统110包括电源112、(一个或多个)电力组件114、发射/接收开关116和热管理组件118(例如，用于超导磁体的低温冷却设备)。电源112包括用以向MRI系统100的磁性组件120提供操作电力的电子器件。例如，电源112可以包括用以向一个或多个B₀线圈(例如，B₀磁体122)提供操作电力以产生低场MRI系统的主磁场的电子器件。发射/接收开关116可以用于选择正在操作RF发射线圈还是正在操作RF接收线圈。

(一个或多个)电力组件114可以包括用于对一个或多个RF接收线圈(例如，线圈126)所检测到的MR信号进行放大的一个或多个RF接收(Rx)预放大器、被配置为向一个或多个RF发射线圈(例如，线圈126)供电的一个或多个RF发射(Tx)电力组件、被配置为向一个或多个梯度线圈(例如，梯度线圈128)供电的一个或多个梯度电力组件、以及被配置为向一个或多个匀场线圈(例如，匀场线圈124)供电的一个或多个匀场电力组件。

在传统MRI系统中，电力组件大、昂贵、并且消耗大量的电力。通常，电力电子器件占用与MRI扫描器本身分开的房间。电力电子组件不仅需要大空间，而且还是消耗大量电力且需要壁挂式机架来支撑的昂贵的复杂装置。因此，传统MRI系统的电力电子器件也会阻碍MRI的便携性和可负担性。

如图1所示，MRI系统100包括具有用以向电力管理系统110发送指令并从电力管理系统110接收信息的控制电子器件的控制器106(也称为控制台)。控制器106可以被配置为实现一个或多个脉冲序列，该脉冲序列用于确定用于以期望序列(例如，用于操作RF发射和接收线圈126的参数、用于操作梯度线圈128的参数等)来操作磁性组件120的被发送至电力管理系统110的指令。如图1所示，控制器106还与被编程为处理所接收到的MR数据的计算装置104进行交互。例如，计算装置104可以处理所接收到的MR数据，以使用任意合适的(一个或多个)图像重建处理来生成一个或多个MR图像。控制器106可以向计算装置104提供与一个或多个脉冲序列有关的信息，以通过该计算装置来处理数据。例如，控制器106可以向计算装置104提供与一个或多个脉冲序列有关的信息，并且计算装置可以至少部分地基于所提供的信息来进行图像重建处理。在传统MRI系统中，计算装置104通常包括被配置为相对快速地对MR数据进行计算成本高的处理的一个或多个高性能工作站。这种计算装置本身是相对昂贵的设备。

在一些实施例中，控制器106可以包括计算机硬件处理器(未示出)和存储处理器可执行指令的至少一个计算机可读存储介质(未示出)，这些处理器可执行指令在由至少一个计算机硬件处理器执行时，使该至少一个计算机硬件处理器进行一个或多个方法。这些方法可以包括确定要用于控制MRI系统100的脉冲序列的方法。另外地或可选地，这些方法可以包括用于测量在MRI系统100中感应出的磁滞效应和/或确定与MRI系统100相关联的磁滞模型的方法。

在一些实施例中，控制器106可以被配置为通过从脉冲序列存储装置108获得与脉冲序列有关的信息来实现脉冲序列，该脉冲序列存储装置108存储一个或多个脉冲序列中的各脉冲序列的信息。脉冲序列存储装置108针对特定脉冲序列所存储的信息可以是允许控制器106实现该特定脉冲序列的任意合适的信息。例如，在脉冲序列存储装置108中针对脉冲序列所存储的信息可以包括：用于根据该脉冲序列来操作磁性组件120的一个或多个参数(例如，用于操作RF发射和接收线圈126的参数、用于操作梯度线圈128的参数等)；用于根据该脉冲序列来操作电力系统110的一个或多个参数；包括在由控制器106执行时使控制器106控制MRI系统100B以根据该脉冲序列操作的指令的一个或多个程序；以及/或者任意其它合适的信息。脉冲序列存储装置108中所存储的信息可以存储在一个或多个非暂时性存储介质上。

在一些实施例中，脉冲序列存储装置108还可以存储与所测量到的在MRI系统100中感应出的磁滞相关的信息。例如，可以存储测量结果数据本身。另外地或可选地，可以在脉冲序列存储装置108中存储磁滞模型。可选地，在其它实施例中，与磁滞相关的信息可以存储在与脉冲序列存储装置108分开的存储装置中。

根据如前所述内容应当理解，目前可用的临床MRI系统(包括高场、中场和低场系统)是需要大量专用和特别设计的空间以及专用电力连接的大型、昂贵、固定的安装。本发明人开发了较低成本、较低功率和/或便携式的低场(包括甚低场)MRI系统，从而显著提高MRI的可用性和适用性。根据一些实施例，提供了便携式MRI系统，从而允许MRI系统被带至患者并用于需要该MRI系统的地点。

如上文所讨论的，一些实施例包括便携式的MRI系统，从而允许MRI装置被移动至需要该MRI系统的地点(例如，急诊室和手术室、初级护理办公室、新生儿重症监护室、专科、以及紧急和移动运输运载工具和现场)。便携式MRI系统的开发面临着许多挑战，包括大小、重量、电力消耗以及在相对不受控制的电磁噪声环境(例如，在特别屏蔽的房间之外)中操作的能力。如上文所讨论的，目前可用的临床MRI系统的范围约从4至20吨。因此，目前可用的临床MRI系统不是便携式的，因为成像设备本身的大小和重量大，更不用说目前可用的系统还需要相当大的专用空间，该专用空间包括容纳MRI扫描器的特别屏蔽的房间以及分别容纳电力电子器件和技术人员控制区域的附加房间。本发明人开发了合适重量和大小的MRI系统，以允许将该MRI系统运送到期望的地点，以下将进一步详细讨论其一些示例。

便携性的另一方面涉及在多种多样的地点和环境中操作MRI系统的能力。如上文所讨论的，目前可用的临床MRI扫描器需要位于特别屏蔽的房间以允许进行装置的正确操作，并且这是造成目前可用的临床MRI扫描器的成本、缺乏可用性和不便携性的(许多)原因其中之一。因此，为了在特别屏蔽的房间之外操作、并且更特别地为了允许实现一般便携式、车载式或以其它方式可运输的MRI，MRI系统必须能够在各种噪声环境中操作。本发明人开发了噪声抑制技术，该噪声抑制技术允许MRI系统在特别屏蔽的房间之外操作，从而有助于便携式/可运输MRI以及无需特别屏蔽的房间的固定MRI这两者的安装。尽管噪声抑制技术允许在特别屏蔽的房间之外操作，但这些技术也可以用于在屏蔽环境(例如，较不昂贵、松散或临时(ad-hoc)屏蔽的环境)中进行噪声抑制，并且因此可以与已配备有限屏蔽的区域结合使用，因为这些方面就这一点来说不受限制。

便携性的另一方面涉及MRI系统的电力消耗。也如上文所讨论的那样，目前的临床MRI系统消耗大量电力(例如，在操作期间范围从20kW至40kW的平均电力消耗)，因此需要专用电力连接(例如，能够递送所需电力的到电网的专用三相电力连接)。专用电力连接的要求是在除特别配备有适当电力连接的昂贵专用房间以外的在各种地点中操作MRI系统的另一障碍。本发明人开发了低功率MRI系统，该低功率MRI系统能够使用诸如标准壁式插座(例如，美国以120V/20A连接)或公共大型电器插座(例如，220-240V/30A)等的干线电力操作，从而允许装置在提供有公共电源插座的任意地方工作。“插入墙内”的能力有助于便携式/可运输MRI以及固定MRI系统这两者的安装，而无需诸如三相电力连接等的特别专用电源。

如上文所讨论的，对传统MRI系统的大小、成本和电力消耗的重要贡献者是用于为MRI系统的磁性组件供电的电力电子器件。用于传统MRI系统的电力电子器件经常需要单独的房间，昂贵并且消耗大量电力以操作相应的磁性组件。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电力连接，并且禁止来自标准壁式插座的操作。本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，根据一些实施例，这些低功率、低噪声梯度电源可以容纳在与MRI系统的磁性组件相同的便携式、车载式或以其它方式可运输的设备中。根据一些实施例，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，并且在MRI系统正在操作时(即，在图像获取期间)消耗在100-200W之间。本发明人开发了全部适合便携式MRI扫描器的覆盖区的用以操作便携式低场MRI系统的电力电子器件(例如，低功率、低噪声的电力电子器件)。根据一些实施例，创新的机械设计已使得能够开发在需要该系统的各种临床环境的范围内容易操作的MRI扫描器。

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，这可以有助于降低大小、重量、费用和电力消耗。然而，如上文所讨论的，降低场强具有SNR的相应且显著的降低。SNR的这种显著降低阻碍了临床MRI系统将场强降低至低于当前下限约0.2T，这些系统仍然是需要专门和专用空间的大型、重型、昂贵的固定安装。尽管开发了在0.1T和0.2T之间操作的一些系统，但这些系统是经常用于扫描诸如手、手臂或膝盖等的四肢的专门装置。本发明人开发了在能够获取临床有用图像的在低场和甚低场中操作的MRI系统。一些实施例包括产生MR信号时的高效脉冲序列，以及/或者一些实施例包括用于检测发射的MR信号的优化接收线圈，以下将进一步详细讨论这些高效脉冲序列和/或接收线圈的示例。如以上和以下进一步所详细地讨论的，对在MRI系统中感应出的磁滞效应进行测量和建模、之后使用磁滞模型来确定校正脉冲序列，这有助于降低由感应磁场所引起的成像区域中的磁场的变化而产生的成像误差。

根据一些实施例，本发明人所开发的设计还降低操作和维护MRI扫描器的成本和复杂度。例如，传统的临床MRI系统需要大量的专业知识来进行操作和维护这两者，这导致这些系统的显著的持续成本。本发明人开发了易于使用的MRI系统，其允许经最低限度地训练或未经训练的人员操作和/或维护该系统。根据一些实施例，自动设置处理允许MRI扫描器自动探测并适应其环境以准备操作。网络连通性允许从具有被配置为自动运行期望的扫描协议的易于使用的界面的移动装置(诸如平板电脑、笔记本电脑或智能电话等)操作MRI系统。所获取到的图像被立即传送至安全云服务器，以用于数据共享、远程医疗和/或深度学习。此外，在一些实施例中，使用易于使用的多元件探测器来测量在MRI系统中感应出的磁滞效应。自动测量处理允许MRI系统自动测量并确定该MRI系统的磁滞模型。此外，校正脉冲序列的确定是自动的，使得不需要特殊的专业知识来降低由MRI系统的铁磁组件的感应磁化所引起的误差。

下面更详细地说明与较低成本、较低功率和/或便携式低场MRI相关的各种概念及其实施例。应当理解，本文所述的实施例可以以多个方式中的任意方式实现。以下仅出于例示性目的而提供具体实现的示例。应当理解，所提供的实施例和特征/能力可以单独使用、全部一起使用、或者以两个或更多个的任意组合使用，因为本文所述的技术的方面就这一点来说不受限制。

对高场MRI的高成本、大小、重量和电力消耗的重要贡献者是B₀磁体本身连同为B₀磁体供电并进行其热管理所需的设备。特别地，为了产生高场MRI的场强特性，B₀磁体通常被实现为电磁体，该电磁体是使用需要低温冷却系统以使配线保持超导状态的超导配线以螺线管几何形状配置成的。不仅超导材料本身昂贵，而且用于维持超导状态的低温设备也是昂贵和复杂的。

发明人已认识到，低场环境允许在高场区中不可行的B₀磁体设计。例如，至少部分地由于更低的场强，可以消除超导材料和相应的低温冷却系统。部分地由于低场强度，在低场区中可以采用使用非超导材料(例如，铜)构造的B₀电磁体。然而，在操作期间，这种电磁体仍可能消耗相对大量的电力。例如，使用铜导体操作电磁体以生成0.2T或更大的磁场，这需要专用或专门的电力连接(例如，专用三相电力连接)。本发明人开发了可以使用干线电力(即，标准壁式电力)操作的MRI系统，从而允许在具有公共电源连接(诸如标准壁式插座(例如，美国以120V/20A连接)或公共大型电器插座(例如，220-240V/30A)等)的任意地点处对MRI系统供电。因此，低功率MRI系统有助于便携性和可用性，从而允许在需要MRI系统的地点处操作MRI系统(例如，可以将MRI系统带到患者处而不是使患者来到MRI系统处)，以下将进一步详细讨论其示例。另外，根据标准壁式电力来操作消除了传统上为了将三相电力转换为单相电力并使直接从电网提供的电力平滑化所需的电子器件。作为代替，壁式电力可以被直接转换为DC并分配，以向MRI系统的组件供电。

图2A例示根据一些实施例的永久B₀磁体。特别地，B₀磁体200由以双平面几何形状布置的永磁体210a和210b以及磁轭220形成，该磁轭220捕获由永磁体产生的电磁通量并将该通量传送到相对的永磁体，以增加永磁体210a和210b之间的通量密度。永磁体210a和210b中的各个永磁体由多个同心永磁体形成。特别地，如图2A所示，永磁体210b包括外环永磁体214a、中环永磁体214b、内环永磁体214c和在中心处的永磁体盘214d。永磁体210a可以包括与永磁体210b相同的一组永磁体元件。

可以根据系统的设计要求来选择所使用的永磁体材料。例如，根据一些实施例，永磁体(或其一部分)可以由NdFeB制成，其一旦被磁化就产生每单位体积的材料具有相对高磁场的磁场。根据一些实施例，SmCo材料用于形成永磁体或其一部分。尽管NdFeB产生更高的场强(并且通常比SmCo便宜)，但SmCo表现出更少的热漂移，并且因此在面对温度波动时提供更稳定的磁场。也可以使用其它类型的(一个或多个)永磁体材料，因为这些方面就这一点来说不受限制。通常，所利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B₀磁体实现的场强、温度稳定性、重量、成本和/或易用性要求。

确定永磁体环的大小并将其布置成使得在永磁体210a和210b之间的中央区域(视场)中产生期望强度的均匀场。在图2A所示的示例性实施例中，各永磁体环包括多个段，各段是使用沿径向方向堆叠的多个块而形成的，并且围绕周边以彼此相邻的方式定位以形成相应的环。本发明人已意识到，通过改变各永磁体(沿与环相切的方向)的宽度，可以在使用更少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)改变块的宽度来减少不产生有用磁场的堆之间的空间，从而允许更紧密的配合以减少浪费的空间，并最大化能够在给定空间中生成的磁场的量。如以下进一步详细讨论的，还可以以任意期望的方式来改变块的尺寸，以有助于产生期望强度和均匀性的磁场。

B₀磁体200还包括磁轭220，该磁轭220被配置和布置为捕获由永磁体210a和210b所生成的磁通量，并将该磁通量引导到B₀磁体的相对侧，以增加永磁体210a和210b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该磁通量引导到永磁体210a和210b之间的区域，可以使用更少的永磁体材料来实现期望的场强，由此降低B₀磁体的大小、重量和成本。可选地，对于给定的永磁体，可以增加场强，由此在不必使用增加量的永磁体材料的情况下改进系统的SNR。对于示例性B₀磁体200，磁轭220包括框架222以及板224a和224b。板224a和224b捕获由永磁体210a和210b所生成的磁通量，并将该磁通量引导至框架222，以经由磁轭的磁回路循环，从而增加B₀磁体的视场中的通量密度。磁轭220可以由任意期望的铁磁材料(例如，低碳钢、CoFe和/或硅钢等)构成，以向磁轭提供期望的磁性。根据一些实施例，板224a和224b(和/或框架222或其部分)可以由硅钢等在梯度线圈可以最普遍地感应涡电流的区域中构成。

示例性框架222包括分别附接到板224a和224b的臂223a和223b、以及为永磁体所生成的通量提供磁回路的支撑件225a和225b。臂一般被设计为降低支撑永磁体所需的材料量，同时为永磁体所生成的磁通量的回路提供足够的截面。臂223a在B₀磁体所产生的B₀场的磁回路内具有两个支撑件。支撑件225a和225b是以在这二者之间形成间隙227的方式产生的，从而在为永磁体所生成的磁通量提供足够的截面的同时，提供对框架的稳定性和/或对结构的轻量化的测量。例如，可以在两个支撑件结构之间划分磁通量的回路所需的截面，由此在增加框架的结构完整性的同时提供足够的回路。应当理解，可以向结构添加附加的支撑件，因为该技术不限于仅用于两个支撑件和任意特定数量的多个支撑件结构。

如上文所讨论的，示例性永磁体210a和210b包括以永磁体盘在中心处的方式同心地布置的多个永磁材料环。各环可以包括多个铁磁材料的堆以形成相应的环，并且各堆可以包括一个或多个块(和/或在一些实施例中，在一些环中包括单个块)，该一个或多个块可以具有任意数量。形成各环的块的尺寸和布置可以使得产生期望的磁场。本发明人已认识到，根据一些实施例，如结合共同形成B₀磁体的永磁体的示例性环所进一步详细讨论的，块的尺寸可以使得以许多方式减少成本、降低重量和/或改进所产生的磁场的均匀性。

图2B例示永磁体210的自顶向下的图，该永磁体210例如可以用作图2A所示的B₀磁体200的永磁体210a和210b的设计。永磁体210包括同心环210a、210b和210c，其各自由多个铁磁块的堆和在中心处的铁磁盘210d构成。永磁体所附着至的磁轭的框架的方向由箭头22指示。在磁轭(例如，磁轭220)不对称的实施例中，该磁轭将导致其捕获和会聚磁通量所针对的永磁体所产生的磁场也不对称，从而负面地影响B₀磁场的均匀性。

根据一些实施例，块尺寸变化以补偿磁轭对永磁体所产生的磁场的影响。例如，图2B中所标记的四个区域215a、215b、215c和215d中的块的尺寸可以根据相应块所位于的区域而变化。特别地，块的高度(例如，与圆形磁体210的平面垂直的块的尺寸)可以在离框架最远的区域215c中大于在离框架最近的区域215a中的相应块。块高度可以在一个或多个环或者其部分中变化，因为补偿磁轭的效应的技术不限于改变任意特定块、块组和/或任意特定尺寸。以下进一步详细讨论改变块尺寸以补偿轭效应的一个示例。

图3例示根据一些实施例的B₀磁体300。B₀磁体300可以与图2A和图2B所示的B₀磁体200共用设计组件。特别地，B₀磁体300由以双平面几何形状布置的永磁体310a和310b形成，其中磁轭320耦接至永磁体310a和310b，以捕获由永磁体产生的电磁通量并将该通量传送到相对的永磁体，从而增加永磁体310a和310b之间的通量密度。永磁体310a和310b中的各个永磁体由多个同心永磁体形成，如永磁体310b所示，永磁体310b包括外环永磁体314a、中环永磁体314b、内环永磁体314c和在中心处的永磁体盘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所使用的永磁体材料(例如，根据所期望的性质，选择NdFeB、SmCo等)。

确定永磁体环的大小并布置成使得在永磁体310a和310b之间的中央区域(视场)中产生期望强度的均匀场。特别地，在图3所示的示例性实施例中，如以下进一步所详细讨论的，各永磁体环包括多个圆弧段，确定该多个圆弧段的大小和位置以产生期望的B₀磁场。以与图2A和图2B所示的磁轭220类似的方式，磁轭320被配置和布置为捕获由永磁体310a和310b所生成的磁通量，并将该磁通量引导到B₀磁体的相对侧，以增加永磁体310a和310b之间的通量密度。因此，磁轭320用更少的永磁体材料增加B₀磁体的视场内的场强，从而降低了B₀磁体的大小、重量和成本。磁轭320还包括框架322以及板324a和324b，该磁轭320以与上文结合磁轭320所述类似的方式捕获由永磁体310a所生成的磁通量，并经由磁轭的磁回路循环该磁通量，以增加B₀磁体的视场中的磁通密度。磁轭320的结构可以类似于上述结构，以提供足够的材料来适应由永磁体所生成的磁通量，并在使例如降低B₀磁体的成本和重量所使用的材料量最小化的同时，提供足够的稳定性。

图4例示永磁体410的自顶向下的图，该永磁体410例如可以用作图3所示的B₀磁体300的永磁体410a和410b的设计。永磁体410包括各自由铁磁材料的多个圆弧段构成的同心环410a、410b和410c、以及在中心处的铁磁盘410d。在磁轭(例如，磁轭320)不对称的实施例中，该磁轭将导致其捕获和会聚磁通量所针对的永磁体所产生的磁场也不对称，从而负面地影响B₀磁场的均匀性。根据一些实施例，圆弧段的一个或多个尺寸改变以补偿磁轭对永磁体所产生的磁场的影响。例如，如以下进一步所详细讨论的，图4中所标记的四个四分之一圆415a、415b、415c和415d中的圆弧段的一个或多个尺寸可以改变，以补偿磁轭对B₀磁场的影响。

图5A和5B例示根据一些实施例的内环510(例如，图4所示的环410c)的不同图。示例性环510包括各自跨越环的45°的多个(图5A和5B所示的示例性环510中为八个)铁磁圆弧段(例如，由NdFeB、SmCo等形成的段)。在示例性环510中，确定圆弧段(例如，示例性圆弧段505)的尺寸使得提供具有内半径R1和外半径R2以及高度或深度z₈的环。根据一些实施例，内环510的尺寸为：R1在45-47mm之间(例如，46.08mm)、R2在62-64mm之间(例如，62.91mm)、以及z₈在22-25mm之间(例如，23.46mm)。应当理解，可以根据期望来选择圆弧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)，因为这些方面就这一点来说不受限制。

图5C和5D例示可以用于形成图5E所示的中环510(例如，图4所示的环410b)的段515的不同的图。例如，段515可以用于提供如图5E所示的四分之一圆Q1至Q4中的段(同样，例如，图4所示的环410b的四分之一圆415a至415d中的段)。示例性部分1815’包括多个铁磁圆弧段(例如，由NdFeB、SmCo等形成的段)。在图5C至5E中，各自跨越45°的两个圆弧段(例如，示例性圆弧段505’)形成环510’的四分之一圆。在环510’的示例性部分515’中，确定圆弧段的尺寸使得提供具有内半径R1和外半径R2以及高度或深度z₉的环，其中可以针对各四分之一圆来选择尺寸以实现期望的磁场，以下提供这些尺寸的非限制性示例。

图5F和5G例示可以用于形成图5H所示的外环510”(例如，图4所示的环410a)的段515的不同的图。例如，段515”可以用于提供如图5H所示的四分之一圆Q1至Q4中的段(同样，例如，图4所示的环410a的四分之一圆415a至415d中的段)。示例性部分515”包括多个铁磁圆弧段(例如，由NdFeB、SmCo等形成的段)。在图5F至5H中，各自跨越环510”的18°的五个圆弧段(例如，示例性圆弧段505”)形成环510”的四分之一圆。在环510”的示例性段515”中，确定圆弧段的尺寸使得提供具有内半径R1和外半径R2以及高度或深度z₁₀的环，其中可以针对各四分之一圆来选择尺寸以实现期望的磁场。

如上文所讨论的，发明人开发了能够部署在几乎任意环境中、并且能够被带至将经历成像过程的患者处的低功率、便携式低场MRI系统。这样，急诊室、重症监护室、手术室和许多其它地点中的患者可以在传统上不可用MRI的情形中从MRI中受益。以下进一步详细讨论有助于便携式MRI的方面。

图6A和6B例示根据一些实施例的低功率、便携式低场MRI系统。便携式MRI系统600包括B₀磁体605，该B₀磁体605包括通过铁磁轭620彼此磁耦接的至少一个第一永磁体610a和至少一个第二永磁体610b，该铁磁轭620被配置为捕获和引导磁通量，以增加MRI系统的成像区域(视场)内的磁通密度。永磁体610a和610b可以使用包括本文所述的技术中的任意技术的任意合适的技术(例如，使用结合图2A所示的B₀磁体200和/或图3所示的B₀磁体300所描述的以及在其附随说明中所描述的技术、设计和/或材料中的任意技术、设计和/或材料)来构成。磁轭620还可以使用本文所述的技术中的任意技术(例如，使用结合图2A的磁轭220和和图3所示的磁轭320所描述的以及在其附随说明中所描述的技术、设计和/或材料中的任意技术、设计和/或材料)来构成。应当理解，在一些实施例中，可以使用使用本文所述的电磁体技术中的任意电磁体技术来使用电磁体以形成B₀磁体605。B₀磁体605可以连同一个或多个其它磁性组件(诸如系统的梯度线圈(例如，x梯度线圈、y梯度线圈和z梯度线圈)和/或任意垫片组件(例如，匀场线圈或永磁垫片)、B₀校正线圈等)一起被包入或封入在壳体612中。

B₀磁体605可以通过定位机构690(诸如测角台等)耦接至或以其它方式附接或安装至基座650，使得B₀磁体能够倾斜(例如，绕其质心旋转)以提供用以根据需要适应患者的结构的斜面。在图6A中，B₀磁体被示出为无斜面呈水平，并且在图6B中，B₀磁体被示出为在经过旋转之后使支撑正在扫描的患者的结构的面倾斜。定位机构690可以被固定到基座650的一个或多个承载结构，该基座650被布置成支撑B₀磁体600的重量。

除了提供用于支撑B₀磁体的承载结构之外，基座650还包括被配置为容纳操作便携式MRI系统600所需的电子器件670的内部空间。例如，基座650可以容纳电力组件以操作梯度线圈(例如，X、Y和Z)和RF发射/接收线圈。本发明人开发了一般的低功率、低噪声和低成本的梯度放大器，这些梯度放大器被配置为在低场区中适当地为梯度线圈供电，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，来代替像传统那样被静态地放置在固定安装的单独房间中)。以下进一步详细说明用于操作梯度线圈的合适的电力组件(例如，结合图1和图20所述的电力组件)的示例。根据一些实施例，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，并且在MRI系统正在操作时(即，在图像获取期间)消耗在100-300W之间。基座650还可以容纳RF线圈放大器(即，用于操作系统的发射/接收线圈的功率放大器)、电源、控制台、配电单元和操作MRI系统所需的其它电子器件，以下进一步说明这些电子器件的细节。

根据一些实施例，操作便携式MRI系统600(例如，使用永久B₀磁体解决方案的MRI系统)所需的电子器件670消耗小于1kW的电力，在一些实施例中，消耗小于750W的电力，并且在一些实施例中，消耗小于500W的电力。以下进一步详细讨论有助于MRI装置的低电力操作的技术。然而，也可以利用消耗更大电力的系统，因为这些方面就这一点来说不受限制。图6A和6B所示的示例性便携式MRI系统600可以经由单个电力连接675被供电，该单个电力连接675被配置为连接到干线电力的源，诸如提供单相电力的插座(例如，标准或大型电器插座)等。因此，便携式MRI系统可以插入到单个可用的电源插座中并从该电源插座操作，从而消除对专用电源的需要(例如，消除对专用三相电源的需要、消除对将三相电力转换为单相电力以分配给MRI系统的相应组件的进一步功率转换电子器件的需要)、并且增加MRI系统的可用性以及可以使用便携式MRI系统的情形和地点。

图6A和6B所示的便携式MRI系统600还包括允许将便携式MRI系统运输到不同地点的输送机构680。输送机构可以包括被配置为有助于将例如便携式MRI系统移动到需要MRI的地点处的一个或多个组件。根据一些实施例，输送机构包括耦接到驱动轮684的马达686。以这种方式，输送机构680在将MRI系统600运输到期望地点时提供机动辅助。输送机构680还可以包括多个万向轮682以辅助支撑和稳定性以及有助于运输。

根据一些实施例，输送机构680包括使用控制器(例如，操纵杆或可由人操纵的其它控制器)来控制的机动辅助，以在向期望地点的运输期间引导便携式MRI系统。根据一些实施例，输送机构包括动力辅助部件，该动力辅助部件被配置为检测何时向MRI系统施加力，并且作为响应，接合该输送机构以在所检测到的力的方向上提供机动辅助。例如，图6A和6B所示的基座650的轨道655可以被配置为检测何时(例如，通过人员推动轨道)向轨道施加力，并接合输送机构以在所施加的力的方向上提供机动辅助以驱动轮。结果，用户可以利用对用户所施加的力的方向作出响应的输送机构的辅助来引导便携式MRI系统。动力辅助机构还可以提供针对碰撞的安全机构。特别地，也可以检测与另一对象(例如，墙壁、床或其它结构)的接触力，并且输送机构将利用远离对象的机动运动响应来相应地做出反应。根据一些实施例，可以取消机动辅助，并且可以通过使人员使用手动力将系统移动到期望地点来运输便携式MRI系统。

便携式MRI系统600包括向系统的成像区域提供电磁屏蔽的滑动件660。滑动件660可以是透明的或半透明的，以保持MRI系统的开放感，从而辅助在封闭的孔(bore)内进行传统MRI的期间可能经历幽闭恐惧症的患者。滑动件660也可以被穿孔，以允许气流增加开放感和/或消散由MRI系统在操作期间所生成的声噪声。滑动件可以具有并入在其中以阻止电磁噪声到达成像区域的屏蔽件665。根据一些实施例，滑动件660还可以由向成像区域提供屏蔽件665并促进系统的开放感的导电网形成。因此，滑动件660可以提供可移动以允许患者被定位在系统内的电磁屏蔽件，从而许可一旦患者被定位或在获取期间就由人员进行调整、以及/或者使得外科医生能够获得对患者的访问等。因此，可移动屏蔽件有助于灵活性，其允许便携式MRI系统不仅在非屏蔽房间中使用，而且能够进行否则不可用的过程。以下进一步详细讨论提供不断变化水平的电磁屏蔽的示例性滑动件。

根据一些实施例，便携式MRI系统不包括滑动件，从而提供大致开放的成像区域，有助于更容易地将患者放置在系统内，从而降低幽闭恐惧症的感觉和/或改进对定位在MRI系统内的患者的访问(例如，允许医师或外科医生在不必将患者从系统中移出的情况下在成像过程之前、期间或之后访问患者)。本发明人开发了有助于进行具有不断变化水平的电磁屏蔽(包括对成像区域的不屏蔽或大致不屏蔽)的MRI的技术，这些技术包括被适配为抑制环境中的电磁噪声的噪声抑制系统。根据一些实施例，便携式MRI系统600可以配备有使用本文所述的噪声抑制和/或避免技术中的一个或多个技术的噪声降低系统，以例如与便携式MRI系统600的给定屏蔽布置的屏蔽结构协同动态地适配噪声抑制/消除响应。因此，便携式低场MRI系统600可以被运输到患者和/或期望地点，并且在特别屏蔽的房间的外部(例如，在急诊室、手术室、NICU、全科医生的办公室、诊所中)操作和/或直接被带到任意位置的患者床边，从而允许在需要MRI的时间和地点进行MRI。如以下进一步所详细讨论的，为了有助于可以在几乎任意地点操作的便携式MRI，本发明人开发了低功率MRI系统，这些低功率MRI系统根据一些实施例被配置为由干线电力(例如，来自标准或工业壁式插座的单相电力)供电。

如上文所讨论的，传统MRI系统消耗大量电力，从而需要专用三相电源来操作。特别地，使用超导材料来形成B₀磁体的传统MRI系统需要低温冷却系统，该低温冷却系统消耗大量电力以保持导体处于超导状态。另外，用于操作梯度放大器的功率放大器是吸收大量电力的大型电力组件，并且通常储存在容纳有系统的电子组件的单独房间中。此外，被配置为操作传统MRI系统的发射/接收线圈系统的电力组件也消耗大量电力。许多传统的高场MRI系统需要也吸收大量电力的HVAC系统。

传统MRI系统是需要专门和专用空间的固定安装。结果，要求专用三相电力连接来操作MRI系统不是这些系统的关键限制，因为该要求仅仅是传统MRI设施的多个专用和专门特征其中之一。然而，需要专用三相电源对可以操作便携式MRI系统的地点造成显著限制。因此，本发明人开发了有助于MRI系统的便携性的低功率MRI系统。例如，根据一些实施例，低功率MRI系统被配置为使用干线电力(例如，来自标准或工业插座的单相电力)来操作。以下进一步详细讨论低功率MRI系统的示例性方面。

根据一些实施例，低功率MRI系统包括永久B₀磁体(例如，本文所讨论的永磁体中的任意永磁体，诸如图2A和图3所示的永磁体等)。由于永久B₀磁体一旦被磁化就将产生自身的持续磁场，因此不需要电力来操作永久B₀磁体以生成其磁场。结果，如以下结合示例性低功率MRI系统进一步所详细讨论的，可以消除对MRI系统的总体电力消耗的显著(通常占主导地位的)贡献者，从而有助于可以使用干线电力(例如，经由标准壁式插座或普通大型家用电器插座)供电的MRI系统的开发。

此外，被适配为操作梯度线圈系统的传统电力组件至少部分地由于费用和噪声水平而一般不适合在低场MRI中使用，并且由于电力消耗、大小和重量而不适合低功率和/或便携式MRI。例如，尽管考虑到与高场MRI安装的总成本相比，在当前可用的MRI系统中用于操作梯度线圈的传统电力组件的成本相对不重要，因而该成本可能是可接受的，但该成本在被设计为低成本替代方案的低场MRI系统的环境下可能是不可接受的高。因此，传统上用于高场MRI的电力组件的成本可能不成比例地大，并且因此对于一些更低成本的低场MRI系统而言是不满意的。

另外，低场中(并且特别是在甚低和超低场区中)的相对低的SNR使得传统的梯度线圈电力组件不合适。特别地，用于驱动梯度线圈的传统电力组件由于未被设计为在足够低的噪声下驱动线圈，因此一般不适合低场MRI系统。尽管由这种电力组件注入的噪声在高场MRI系统的高SNR区中可能是可接受的，但这种组件一般没有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质量。例如，传统的电力组件可能表现出在低场环境中所使用的输出(例如，纹波)的不满意的变化，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，被配置为驱动当前可用的MRI系统的梯度线圈系统的传统的电力组件未被设计为功率高效的，从而消耗大量电力。另外，被配置为操作当前可用的MRI系统的梯度线圈系统的传统电力组件是大型、重型的装置，其通常连同其它电子组件一起被搁置在与MRI装置相邻的单独房间中。因此，传统的梯度电力组件不适合在低功率、便携式MRI系统中使用。

图7例示根据一些实施例的、用于根据期望的脉冲序列来驱动电流通过MRI系统的线圈705以产生磁场的驱动电路。电力组件703基于来自控制器701的控制信号来驱动电流通过线圈705。如上文所讨论的，控制器701可以基于由控制器701实现的(或由一个或多个其它控制器提供的)脉冲序列来产生控制信号以驱动电力组件703。在一些实施例中，线圈705可以是梯度线圈128。然而，本文所述的技术就这一点来说不受限制，因为线圈705可以是磁体122的线圈、匀场线圈124、或者RF发射和/或接收线圈126。在一些实施例中，控制器701可以对应于图1的控制器106，并且驱动电力组件703可以对应于图1的电力组件114。

被配置为向梯度线圈供电的电力组件通常提供相对高的电力，并且通常需要对提供给该梯度线圈的电流提供精确控制，使得可以如实地递送期望的脉冲序列。由于正在递送的梯度脉冲序列和意图(和预期)脉冲序列之间的差异，因此将所命令的电流递送到梯度线圈中的不准确度导致信噪比的降低。被配置为驱动梯度线圈的电力组件还应当在将所命令的电流递送到梯度线圈时是响应性的，这包括在所命令的电流水平之间的快速转变，以如实地产生期望脉冲序列所需的电流波形。因此，本发明人开发了能够被控制以如下操作来如实地再现期望的脉冲序列的电力组件：准确和精确地将具有相对低噪声和相对高效率的电流提供至一个或多个梯度线圈，以下将进一步详细讨论这些电力组件的一些实施例。

在一些实施例中，电力组件703可以是驱动期望电流通过线圈705的“电流模式”电力组件。该期望电流可以是由电力组件703响应于来自控制器701的电流命令而产生的。在这方面，电力组件703可以作为由(可以由控制器作为指示要提供给线圈705的电流的电压电平来提供的)电流命令控制的电流源来操作。控制器701可以改变电流命令，使得电力组件703产生根据所选择的脉冲序列而改变的电流值。例如，控制器701可以命令电力组件根据包括多个梯度脉冲的脉冲序列来驱动一个或多个梯度线圈。对于各梯度脉冲，电力组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逐渐上升，并在梯度脉冲的下降沿处使提供给梯度线圈的电流逐渐下降。以下进一步详细地说明被配置为驱动梯度线圈以提供多个这种梯度脉冲的电力组件的示例操作。

图8是可以实现本文所述的实施例的例示性计算机系统的图。例如，可以在计算机系统800上和/或使用计算机系统800来实现用于测量MRI系统中的磁滞效应(例如，参见下面的图16)的方法和用于控制MRI系统的梯度线圈的方法(例如，参见下面的图17)。计算机系统800可以包括一个或多个计算机硬件处理器802和一个或多个制品，该一个或多个制品包括非暂时性计算机可读存储介质(例如，存储器804和一个或多个非易失性存储介质806)。处理器802可以以任何合适的方式控制向存储器804和非易失性存储装置806写入数据以及从存储器804和非易失性存储装置806读取数据，因为本文所提供的公开内容的方面就这一点来说不受限制。为了进行本文所述的功能中的任意功能，处理器802可以执行存储在一个或多个非暂时性计算机可读存储介质(例如，存储器804)中的一个或多个处理器可执行指令，该一个或多个非暂时性计算机可读存储介质可以用作存储供处理器802执行所用的处理器可执行指令的非暂时性计算机可读存储介质。

图9A例示可由MRI系统用于控制一个或多个梯度线圈并在该MRI系统的成像区域中生成磁场的示例梯度脉冲序列。图9A中的虚线表示作为时间的函数的理想梯度脉冲序列。脉冲序列使梯度线圈产生磁场，该磁场从最大值振荡到最小值，同时振荡的最大值和最小值随时间而衰减。不断变化的磁场导致MRI系统的组件的感应磁化。图9A中的实线表示作为时间的函数的由此产生的梯度磁滞(即，感应磁化)。感应磁化在成像区域中产生其自身的磁场，该磁场与由梯度线圈产生的磁场叠加，从而产生图9B所示的磁滞效应，该图9B绘制了磁滞梯度场(即，由感应磁化所生成的梯度场)，该磁滞梯度场作为由梯度线圈在衰减振荡脉冲序列过程中所生成的梯度场强的函数。如从图9B中的磁滞效应的曲线图可以看出，磁滞效应的大小取决于由MRI系统的梯度线圈所生成的磁场的强度以及由该梯度线圈所生成的磁场是不断增大还是不断减小。

可以使用例如Preisach模型来对诸如MRI系统等的系统中的磁滞效应进行测量和建模，该Preisach模型使用加权函数来表征材料的磁性。在“Difficult inidentification of Preisach hysteresis model weighting function using firstorder reversal curves method in soft magnetic materials,”Applied Mathematicsand Computation Vol.319,第469-485页(2018年2月15日),http://dx.doi.org/10.1016/j.amc.2017.05.017(其全部内容通过引用而被并入本文)中描述了Preisach模型和确定该加权函数的详情。在将Preisach模型应用于MRI系统的情况下，MRI系统的磁性被整体表征，并且这些磁性可以包括磁轭、电子器件、壳体、或者MRI系统附近的任意其它铁磁材料的特性。

Preisach模型使用被称为“磁滞算子(hysteron)”的具有矩形磁滞回线的理想偶极子模型来使用MRI系统的磁滞效应的模型。图10A例示根据一些实施例的磁滞算子。磁滞算子具有表征磁滞回线2300的三个参数：下磁场强度值1001(H_d)、上磁场强度值1003(H_u)、以及定义磁滞回线1000的上磁化值1005和下磁化值1007的偶极子动量值(m_s)。当外部磁场增加并且变得大于上磁场强度值1003时，偶极子磁动量切换到上磁化值1005。类似地，当外部磁场减少并且变得小于下磁场强度值1001时，偶极子磁动量切换到下磁化值1007。当外部磁场强度在下磁场强度值1001和上磁场强度值1003之间时，偶极子磁动量的状态取决于先前状态。

Preisach模型使用以磁滞算子的二维阵列布置的多个磁滞算子，其中该阵列的特定行中的各磁滞算子具有相同的上磁场强度值1003，并且该阵列的特定列中的各磁滞算子具有相同的下磁场强度值1001。图10B例示包括五行和五列的简化Preisach模型1050的示意图。应当理解，在一些实施例中使用的Preisach模型可以具有任意数量的行和列。例如，一些实施例可以包括数十、数百或数千行和列。如图10B所示，第一列中的磁滞算子全部具有相同的下磁场强度值1001。第二列中的磁滞算子也具有彼此相同、但比第一列的下磁场强度值1001高的下磁场强度值1001。类似地，当在Preisach模型1050中向右移动到数字更高的列时，下磁场强度值1001增加。以类似的方式，第一行中的磁滞算子全部具有相同的上磁场强度值1003。第二行中的磁滞算子也具有彼此相同、但比行1的上磁场强度值1003小的上磁场强度值1003。类似地，当在Preisach模型1050中向下移动到数字更高的行时，上磁场强度值1003减小。

Preisach模型1050是形状为三角形的二维阵列。在模型的右下部分中不存在磁滞算子，因为这种磁滞算子将与由于上磁场强度值1003必须大于下磁场强度值1001因此物理上不可实现的磁滞回线相对应。沿着三角形形状的底部的沿对角线的磁滞算子与下磁场强度值1001等于上磁场强度值1003的磁滞算子相对应。

使用Preisach模型1050，可以使用以下等式来确定MRI系统的磁化：

其中，H(t)是来自例如梯度线圈的外部施加的磁场强度，并且是作用于外部磁场H(t)的磁滞算子(hysteresis operator)，其根据H_u和H_d的值以及H(t)的改变方向(例如，外部磁场是不断增大还是不断减小)而得到值+m_s或-m_s。根据一些实施例，加权函数w(H_u,H_d)指定MRI系统的基本磁动量的值，并通过测量MRI系统的磁滞来确定。因此，MRI系统的Preisach模型在任意给定时间具有基于如下项的状态：外部施加磁场的当前值以及外部施加磁场的历史(例如，如由Preisach模型的先前状态所表示)。因此，当外部施加磁场的值改变时，Preisach模型的状态也改变。

如图11A和11C所示，可以使用与时间相关的外部磁场来例示Preisach模型的动力学，图11A和11C例示线性地改变但在高值和低值之间振荡的磁场，其中高值和低值随着时间而在大小上减小。图11A中的星号例示在一段时间之前接通之后、并且当前在大小上正在增加的外部磁场的当前值。图11B例示在该特定时间的Preisach模型的状态。向上极化的磁滞算子被例示为实心圆，而空心圆表示具有向下极化的磁滞算子。瞬时外部场强在图11B中由水平线1101例示。随着时间的推移，水平线1101从磁滞算子的阵列的底部向顶部移动。水平线1101的当前水平下方的磁滞算子处于向上极化配置中。水平线1101的当前水平上方的磁滞算子相对于Preisach模型的先前状态保持不变。

图11C中的星号例示在一段时间之前接通之后、并且当前在大小上正在减小的外部磁场的当前值。图11D例示在该特定时间的Preisach模型的状态。如图11B中的情况那样，向上极化的磁滞算子被例示为实心圆，而空心圆表示具有向下极化的磁滞算子。瞬时外部场强在图11D中由垂直线1103例示。随着时间的推移，垂直线1103从磁滞算子的阵列的右侧向左侧移动。垂直线1103的当前水平右方的所有磁滞算子都处于向下极化配置中。垂直线1103的当前水平左方的磁滞算子相对于Preisach模型的先前状态保持不变。

以上对Preisach模型的说明解释了该模型的状态、以及在(例如，来自梯度线圈的)所施加的外部磁场增大和/或减小时该状态如何改变。图12例示Preisach模型1200的另一图示，其中H_d–H_u平面内的离散位置各自由相应的框1201表示。各框与用于调整目标脉冲序列以得到校正脉冲序列的权重相关联，该校正脉冲序列用于控制MRI系统的梯度线圈。在一些实施例中，基于Preisach模型的状态来更改梯度脉冲序列中的脉冲的振幅。例如，如果特定磁滞算子被确定为处于向下极化，则不能对梯度脉冲序列中的脉冲的振幅进行调整。但是，如果相同的磁滞算子被确定为处于向上极化状态，则可以向脉冲的振幅加上权重，由此仅当磁滞算子的状态处于这两个状态其中之一时，才基于特定磁滞算子来改变脉冲的振幅。可选地，可以确定权重，使得当特定磁滞算子被确定为处于向下极化时，从梯度线圈序列中的脉冲的振幅中减去权重，并且如果相同的磁滞算子被确定为处于向上极化状态，则可以向脉冲的振幅加上权重，由此基于针对磁滞算子的两个状态的特定磁滞算子但在相反方向上改变脉冲的振幅。

可以基于在对患者成像之前在校准阶段进行的磁滞效应的测量，来确定与Preisach模型1200的各框1201相关联的权重。为了测量MRI系统的感应磁化，将多元件探测器放置在MRI系统的成像区域内，该多元件探测器的各接收元件位于成像区域内的不同位置处，使得可以测量感应梯度场。然后，MRI系统的各种电磁体由例如图7的控制器701使用脉冲序列来控制，该脉冲序列包括多个脉冲，以生成由场探测器所测量到的动态磁场，从而确定所施加的磁场的磁滞效应。

图13A例示根据一些实施例的多元件场探测器。多元件场探测器1300包括多个RF接收元件1301a-1301h、壳体1302、RF发射线圈1303、多个电连接器1305、控制电子器件1307、基座支撑件1309、紧固件1311和多个液体样本1321。尽管多元件场探测器1300被例示为具有特定数量的组件和组件的布置，但应当理解，所例示的探测器仅仅是一个示例，并且可以使用组件的其它布置。壳体1302的直径可以确定多元件场探测器1300的大小，该多元件场探测器1300的直径可以约为12cm。该大小被选择为足够大以具有大的SNR，但足够小使得降低磁场的不均匀性。

多元件场探测器1300定位在MRI系统内部，使得多元件场探测器1300经历由B₀磁体、梯度线圈和匀场线圈所产生的各种磁场。控制RF发射线圈1303以产生导致液体样本1321的分子的进动(precession)的RF脉冲。接收元件1301测量从各相应液体样本1321得到的MRI信号，并将该信号发送至控制电子器件1307。

图13B例示根据一些实施例的来自图13A的RF接收元件1301其中之一。在一些实施例中，RF接收元件1301可以各自包括围绕相应液体样本1321缠绕的线圈。线圈1323可以是由诸如金属(例如，铜)等的任意合适的导体形成的导电配线。在一些实施例中，线圈1323可以包括多层Litz螺线管，使得液体样本1321在该螺线管内部。例如，可以使用双层Litz螺线管。RF接收元件1301还可以各自包括将RF接收元件1301电连接到控制电子器件1307的双绞线Litz电缆1325。液体样本1321和线圈1323可以进一步嵌入在环氧树脂外壳1322中。

在一些实施例中，RF接收元件1301定位在壳体1302内。RF接收元件1301可以彼此均匀地隔开。例如，各RF接收元件1301的位置可以对应于假想立方体的角。在一些实施例中，RF接收元件1301可以定位在假想立方体的角与内切有该立方体的假想球体相交处。假想球体例如可以具有约12cm的直径。

在一些实施例中，液体样本1321可以包括水和/或矿物油。液体样本1321还可以包括用于使液体就位的琼脂。可选地或另外地，液体样本1321可以包括硫酸铜以减少液体样本的弛豫时间。在一些实施例中，可以使用由非铁磁性材料制成的支撑构件1304将液体样本1321和RF接收元件保持在适当位置。尽管在整个本申请中液体样本1321被描述为液体，但应当理解，在一些实施例中，液体样本1321可以是凝胶样本。

在一些实施例中，RF发射线圈1303包括围绕壳体1302的外部或内部缠绕的导电配线。RF发射线圈1303可以包括围绕RF接收元件1301的多个圆形环路。在图13所示的场探测器1300中，RF发射线圈1303包括六个圆形环路。应当理解，RF发射线圈1303可以包括更多的环路或更少的环路。

在一些实施例中，壳体1302由基座1309支撑，该基座1309被配置成放置在MRI系统的成像区域内的面上。基座1309可以包括紧固件1311，该紧固件1311被配置为将场探测器1300定位在MRI系统的等中心处。例如，紧固件1311可以是切入基座1309的特定形状，该紧固件1311装配到位于MRI系统内的相应形状的紧固件中。当紧固件1311与MRI系统中的紧固件接合时，MRI系统的操作者可以确信为场探测器1300位于MRI系统的等中心处。

在图13C至13G中例示示例场探测器1300的附加图。在这些图中更清楚地示出支撑构件1304。在一些实施例中，支撑构件1304包括用于容纳多个RF接收元件1301的开口。

场探测器1300一旦在MRI系统中就位，就可以用于测量MRI系统的成像区域中的磁场。然后，可以使用对MRI系统中的磁场的测量来确定图12的Preisach模型1200的权重。图14是根据一些实施例的、用于测量包括至少一个梯度线圈的MRI系统中的磁滞的方法1400的流程图。

在动作1402，方法1400包括使用第一脉冲序列来控制至少一个梯度线圈。如上文所讨论的，控制器106可以使用脉冲序列来控制由(一个或多个)梯度线圈128所产生的磁场。第一脉冲序列可以包括与MRI系统100内的不同电磁体相关的多个脉冲序列。例如，第一脉冲序列可以包括用于控制B₀磁体122、匀场线圈124、RF发射和接收线圈126以及梯度线圈128的一个或多个脉冲。第一脉冲序列可以是特别设计为用于测量MRI系统中的磁滞效应的脉冲序列。

图15A例示根据一些实施例的用于测量MRI系统的磁滞效应的示例第一脉冲序列的一部分1500。所例示的部分1500是用于单个重复时间(TR)的脉冲序列，该单个重复时间(TR)是两个不同的RF发射脉冲之间经过的时间。脉冲序列的一部分1500包括RF发射脉冲1501、读取窗口1503和梯度挤压脉冲1505。读取窗口1503在射频脉冲1501和梯度挤压脉冲1505之间。然而，实施例可以包括附加脉冲作为第一脉冲序列的一部分。例如，该部分1500可以重复多次。在一些实施例中，梯度挤压脉冲1505可以在每次迭代之后在振幅上变化。控制器可以在存储器中访问用于指定第一脉冲序列的一个或多个参数，以控制电磁体。这些参数可以包括脉冲的定时、脉冲的中心频率、脉冲的相位和/或脉冲的振幅。

图15B例示根据一些实施例的示例性梯度挤压振幅序列1550。梯度挤压振幅序列针对脉冲序列的部分1500的各后续迭代提供梯度挤压脉冲1505的振幅。注意，尽管图15B仅示出梯度挤压脉冲的振幅，但每个梯度挤压脉冲与RF发射脉冲1501和读取窗口1503相关联。

在一些实施例中，在使用x梯度线圈、y梯度线圈和z梯度线圈的情况下，存在梯度挤压振幅序列1550的三个独立部分。例如，首先仅使用x梯度挤压脉冲，之后使用y梯度挤压脉冲，并且最后使用z梯度挤压脉冲。应当理解，在一些实施例中，该顺序可以是不同的，但挤压脉冲仅用于一次控制一个梯度线圈，直到针对各梯度线圈的整个梯度脉冲序列完成为止，然后脉冲序列继续控制下一梯度线圈。在图15B所示的示例中，首先x梯度线圈由具有不断变化的振幅的脉冲序列1511控制，从而在衰减的最大和最小振幅之间振荡，直到该振幅可忽略为止。在x梯度脉冲序列完成之后，y梯度脉冲序列从具有不断变化的振幅的脉冲序列1513开始，从而在衰减的最大和最小振幅之间振荡，直到该振幅可忽略为止。最后，在y梯度脉冲序列完成之后，z梯度脉冲序列1515从具有不断变化的振幅的脉冲序列开始，从而在衰减的最大和最小振幅之间振荡，直到该振幅可忽略为止。因此，如图15B所示，在各梯度脉冲序列中存在梯度挤压脉冲的振幅正单调增加的部分和梯度挤压脉冲的振幅正单调减小的部分。

返回到图14，方法1400继续动作1604，该动作1604包括使用多元件RF探测器来测量MRI系统的成像区域中的第一多个磁场强度。在一些实施例中，动作1604可以与动作1604同时进行。例如，各RF发射脉冲1501与读取窗口1503相关联，其中在该读取窗口1503期间发生磁场强度的测量。因此，在使用脉冲序列来控制梯度线圈期间发生测量。然而，在一些实施例中，在进行磁场强度的测量时，RF发射线圈和梯度线圈这两者都不“导通(on)”。这样，在不存在由梯度线圈所生成的磁场的情况下，测量感应磁场。

在测量磁场强度之后，计算机硬件处理器用于从场探测器中的各元件提取相位，并将该相位分离成线性空间项(例如，x、y、z梯度项)和恒定场项(例如，B₀项)。图16示出针对MRI系统的各轴所提取的相位的各单独部分的磁滞效应。最上行中的曲线图与当通过上述梯度脉冲序列来控制x梯度线圈时测量到的磁滞效应相对应；中间行中的曲线图与当通过上述梯度脉冲序列来控制y梯度线圈时测量到的磁滞效应相对应；并且最下行中的曲线图与当通过上述梯度脉冲序列来控制z梯度线圈时测量到的磁滞效应相对应。第一列中的曲线图表示各个轴的恒定B₀项；第二列中的曲线图表示沿着x轴的线性项；第三列中的曲线图表示沿着y轴的线性项；并且第四列中的曲线图表示沿着z轴的线性项。可以看出，对于线性项，显著的磁滞效应仅沿着与所使用的梯度线圈相对应的轴而存在。例如，在与通过驱动x梯度线圈而产生的磁滞相对应的最上行中，仅沿着x轴发现线性项中的显著磁滞。类似地，在与通过驱动y梯度线圈而产生的磁滞相对应的中间行中，仅沿着y轴发现线性项中的显著磁滞。类似地，在与通过驱动z梯度线圈而产生的磁滞相对应的最下行中，仅沿着z轴发现线性项中的显著磁滞。

从图16所示的数据可以看出，仅需针对与梯度线圈相关联的方向校正线性项中的磁滞效应。换句话说，当针对特定方向来调整目标梯度脉冲序列的振幅以确定针对该特定方向的校正梯度脉冲序列时，控制器考虑针对该特定方向的目标梯度脉冲序列，并且校正梯度脉冲序列并非基于针对其它方向的目标梯度脉冲序列。因此，在一些实施例中，针对三个方向中的各方向均存在单独的独立磁滞模型(例如，Preisach模型)。

从图16的曲线图中也可以看出，恒定B₀项仅沿着y轴表现出磁滞。这是因为，在该数据所使用的示例MRI系统中，B₀场沿着y轴定向。因此，由于y梯度线圈沿着y轴感应磁化，因此感应磁化不仅影响线性y项，而且还影响恒定B₀项。x梯度线圈和z梯度线圈在B₀项中不会引起磁滞效应。然而，应当理解，其它MRI系统可以具有在不同方向上定向的B₀场，在这种情况下，其它方向可能在恒定B₀项中经历磁滞。

在动作1406处，方法1400包括基于所测量到的第一多个磁场强度来估计磁滞模型的参数。动作1406在动作1402和动作1404之后进行。图17A例示Preisach模型的权重的示例，其是通过迭代地拟合如下磁滞的所测量到的功率测量结果而得到的：作为图17B的梯度挤压脉冲振幅的函数的磁滞和作为图17C的时间的函数的磁滞。Preisach模型的权重是通过将权重初始化为初始值来迭代地确定的。在梯度挤压脉冲振幅增加时，通过例如采取所测量到的磁场强度和初始化的权重之间的简单差来设置Preisach模型的列。然后，在梯度挤压脉冲振幅减少时，例如通过采取所测量到的磁场强度和初始化的权重之间的简单差来以类似的方式设置Preisach模型的行。在通过Preisach模型的初始循环之后，权重现在已更新为不同于初始化值。可以针对第二个循环再次执行相同的处理以进一步更新权重。可以迭代该处理，直到Preisach模型的权重停止改变阈值量为止。可选地，用于估计权重的算法可以运行设置数量的循环。

如上所述，可能针对x、y和z方向各自存在Preisach模型。因此，可以针对这三个方向各自进行相同的迭代拟合过程。

在动作1408处，方法1400包括将磁滞模型的参数存储在存储器中。参数可以包括与x方向相关联的Preisach模型的权重、与y方向相关联的Preisach模型的权重、以及与z方向相关联的Preisach模型的权重。在一些实施例中，与各权重相关联的下磁场强度值和上磁场强度值(例如，参见图10A-10B的磁滞算子)可以连同权重一起存储在存储器中。

在测量磁滞效应并将磁滞模型的参数存储在存储器中之后，磁滞模型可用于根据目标脉冲序列确定校正脉冲序列，以降低由MRI系统的感应磁化所产生的误差。图18是用于控制MRI系统的至少一个梯度线圈的方法1800的流程图。

在动作1802处，方法1800包括：接收至少一个目标脉冲序列。在一些实施例中，控制器106可以从脉冲序列储存库108或任意其它合适的存储装置接收目标脉冲序列。目标脉冲序列可以包括用于控制MRI系统的各种电磁体的多个脉冲。例如，目标脉冲序列可以包括用于控制RF发射和接收线圈126和/或梯度线圈128的脉冲。因此，目标脉冲序列可以包括诸如以下项等的多个子序列：x梯度脉冲序列，其是用于控制仅x梯度线圈的脉冲序列；y梯度脉冲序列，其是用于控制仅y梯度线圈的脉冲序列；z梯度脉冲序列，其是用于控制仅z梯度线圈的脉冲序列；RF发射脉冲序列，其是用于控制RF发射线圈的脉冲序列；以及RF接收脉冲序列，其是用于控制RF接收线圈的脉冲序列。

在动作1804处，方法1800包括：基于至少一个目标脉冲序列和由至少一个梯度线圈的操作所引起的MRI系统中的感应磁化的磁滞模型，来确定校正脉冲序列以控制至少一个梯度线圈。在一些实施例中，磁滞模型具有基于梯度脉冲序列的历史的“状态”，并且校正脉冲序列是基于该状态。例如，如上所述，磁滞模型可以包括一个或多个Preisach模型。在一些实施例中，磁滞模型包括多个不同的参数，其中至少这些参数的子集是根据用多元件探测器获得的先前获得的磁滞测量结果来确定的。

在一些实施例中，确定校正脉冲序列是在脉冲序列的开端处开始的，并且通过多个脉冲进行迭代。例如，梯度脉冲序列可以包括多个目标梯度脉冲。可以调整目标梯度脉冲各自的振幅，以确定校正梯度脉冲序列。对任意给定梯度脉冲的调整可以至少基于该梯度脉冲序列内的先前梯度脉冲的振幅。

在通过脉冲序列的所有脉冲迭代之后，可以至少再一次针对整个脉冲序列迭代该处理。使用先前迭代的结果作为针对各后续迭代的输入。例如，可以使用目标脉冲序列作为输入来第一次执行算法。第一次迭代的结果是第一校正脉冲序列。然后，可以使用第一校正脉冲序列作为第二次迭代的起点，其中在该第二次迭代中，使用第一校正脉冲序列和磁滞模型来确定第二校正脉冲序列。实施例可以是迭代的，因为在第一次迭代中对脉冲序列中的特定脉冲的振幅所进行的校正可能以在第一次迭代中无法调整的方式影响脉冲序列中的先前脉冲的振幅。因此，至少第二次迭代可以帮助确定更准确的校正脉冲序列。可以使用任意数量的迭代。然而，由于因磁滞而引起的校正相对小，因此一些实施例仅包括两次迭代。

在一些实施例中，确定校正脉冲序列可以包括：将来自Preisach模型的一个或多个权重添加到梯度脉冲序列的一个或多个梯度脉冲的振幅。如上所述，将哪些权重添加到目标梯度脉冲序列的各脉冲的振幅取决于Preisach模型的状态。

在一些实施例中，确定校正脉冲序列可以包括：调整RF发射脉冲的中心频率或相位以及/或者RF接收脉冲的中心频率或相位。这是因为，如上文所讨论的，由某些梯度线圈引起的磁滞可以影响B₀场的强度。当B₀场的强度改变时，患者中的原子的进动频率改变。因此，调整RF发射脉冲的中心频率或相位以及/或者RF接收脉冲的中心频率和/或相位，以匹配由于B₀场的改变而引起的变更的进动频率。

在动作1806处，方法1800包括：使用校正脉冲序列来控制至少一个梯度线圈，以生成用于对患者成像的一个或多个梯度脉冲。

图19A至19B例示通过如在本发明中所述对磁滞效应进行校正所得到的SNR的改进。图19A是根据没有通过使用校正脉冲序列对磁滞效应进行校正的成像所产生的患者的MRI图像。图19B是根据通过使用校正脉冲序列对磁滞效应进行校正的成像所产生的同一患者的MRI图像。观察到SNR增加了15％，从而产生可以用于临床诊断的更好的MRI图像。

因此，在描述了本发明中所阐述的技术的若干方面和实施例之后，应当理解，本领域技术人员将容易进行各种改变、修改和改进。这种改变、修改和改进意图在本文所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设想出，用于进行功能以及/或者获得结果和/或本文所述的一个或多个优点的各种其它部件和/或结构，并且这些变化和/或修改各自被视为在本文所述的实施例的范围内。本领域技术人员将认识到或能够确定仅使用了常规实验、本文所述的具体实施例的许多等同实施例。因此，应当理解，前述实施例仅以示例的方式呈现，并且在所附权利要求及其等同项的范围内，除具体描述外，本发明的实施例可以以其它方式实施。另外，如果本文所述的特征、系统、物品、材料、套件和/或方法并非相互不一致，则两个或更多个这样的特征、系统、物品、材料、套件和/或方法的任意组合包括在本发明的范围内。

上述实施例可以以任意多种方式实现。涉及处理或方法的性能的本发明的一个或多个方面和实施例可以利用装置(例如，计算机、处理器或其它装置)可执行的程序指令来进行处理或方法，或者控制处理或方法的性能。在这方面，各种发明概念可被体现为用一个或多个程序编码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、一个或多个软盘、紧致盘、光盘、磁带、闪速存储器、现场可编程门阵列或其它半导体装置中的电路结构、或其它有形计算机存储介质)，该一个或多个程序在一个或多个计算机或其它处理器上执行时，进行用于实现上述的各种实施例中的一个或多个实施例的方法。计算机可读介质或多个计算机可读介质可以是可运输的，使得存储在其上的一个或多个程序可以被加载到一个或多个不同的计算机或其它处理器上，以实现上述方面中的各种方面。在一些实施例中，计算机可读介质可以是非暂时性介质。

本文所使用的术语“程序”或“软件”在一般意义上是指任意类型的计算机代码或计算机可执行指令集，其可用于对计算机或其它处理器进行编程以实现如上所述的各种方面。另外，应当理解，根据一方面，在执行时进行本发明的方法的一个或多个计算机程序，无需驻留在单个计算机或处理器上，而是可以以模块化的方式分布在多个不同的计算机或处理器之间，以实现本发明的各种方面。

计算机可执行指令可以采用多种形式，诸如由一个或多个计算机或其它装置执行的程序模块等。一般地，程序模块包括用于进行特定任务或实现特定抽象数据类型的例程、程序、对象、组件、数据结构等。通常，程序模块的功能可以根据期望在各种实施例中进行组合或分布。

另外，数据结构可以以任意合适的形式存储在计算机可读介质中。为了简化例示，数据结构可能被示出为具有通过数据结构中的位置而相关的字段。同样，这种关系可以通过为字段分配具有计算机可读介质中的用于传送字段之间的关系的位置的存储来实现。然而，可以使用任意合适的机制来建立数据结构的字段中的信息之间的关系，包括通过使用用于建立数据元素之间的关系的指针、标签或其它机制。

本发明的上述实施例可以以任意多种方式来实现。例如，可以使用硬件、软件或其组合来实现实施例。当在软件中实现时，软件代码可以在任意合适的处理器或处理器集合上执行，无论设置在单个计算机中或者分布在多个计算机之间。应当理解，进行上述功能的任意组件或组件的集合一般可以被视为用于控制以上讨论的功能的控制器。控制器可以以多种方式实现，诸如利用专用硬件或者利用使用微代码或软件来编程以进行上述功能的通用硬件(例如，一个或多个处理器)等来实现，并且在该控制器与系统的多个组件相对应的情况下以组合方式来实现。

此外，应当理解，作为非限制性示例，计算机可以以诸如机架型计算机、台式计算机、膝上型计算机或平板计算机等的多种形式中的任意形式体现。另外，计算机可以嵌入在装置中，该装置一般不被视为计算机，但该装置具有适当的处理能力，该装置包括个人数字助理(PDA)、智能手机或任意其它合适的便携式或固定电子装置。

另外，计算机可以具有一个或多个输入和输出装置。这些装置可以用于呈现用户接口等。可以用于提供用户接口的输出装置的示例包括：用于输出的可视呈现的打印机或显示屏以及用于输出的可听呈现的扬声器或其它声音生成装置。可以用于用户接口的输入装置的示例包括：键盘和诸如鼠标、触摸板和数字化平板电脑等的指示装置。作为另一示例，计算机可以通过语音识别或以其它可听格式来接收输入信息。

这种计算机可以通过任意合适形式的一个或多个网络(包括局域网或广域网，诸如企业网和智能网(IN)或因特网等)互连。这种网络可以基于任意合适的技术，并且可以根据任意合适的协议来操作，并且可以包括无线网络、有线网络或光纤网络。

另外，如所描述的，一些方面可被体现为一个或多个方法。作为方法的一部分而进行的动作可以以任意合适的方式排序。因此，可以构造如下的实施例，在该实施例中，以与所例示不同的顺序进行动作，这可以包括同时进行一些动作，即使在例示性实施例中被示出为顺序动作。

本文所定义和使用的所有定义应被理解为对字典定义、通过引用并入的文献中的定义和/或所定义术语的通常含义进行控制。

在说明书和权利要求书中，除非有明确的相反指示，否则本文所使用的不定冠词“a”和“an”应被理解为意味着“至少一个”。

在说明书和权利要求书中，本文所使用的短语“和/或”应被理解为是指这样结合的元素(即，在一些情况下结合呈现并在其它情况下分离呈现的元素)中的“任一个或这两者”。利用“和/或”列出的多个元素应当以相同的方式解释，即，这样结合的元素中的“一个或多个”。除“和/或”子句所具体标识的元素外，可以可选择地存在其它元素，无论与这些具体标识的元素相关还是不相关。因此，作为非限制性示例，对“A和/或B”的引用在与诸如“包括”等的开放式语言结合使用时，在一个实施例中，可以仅指代A(可选择地包括B以外的元素)；在另一实施例中，可以仅指代B(可选择地包括A以外的元素)；在又一实施例中，可以指代A和B这两者(可选择地包括其它元素)；等等。

在说明书和权利要求书中，本文所使用的短语“至少一个”在引用一个或多个元素的列表时，应被理解为意味着从元素列表的元素中的任意一个或多个元素中选择的至少一个元素，但没有必要一定包括元素列表内具体列出的每个元素中的至少一个元素，并且不排除元素列表中的元素的任意组合。该定义还允许，可以可选择地存在除短语“至少一个”所指代的元素列表内具体标识的元素之外的元素，无论与具体标识的元素是相关还是不相关。因此，作为非限制性示例，“A和B中的至少一个”(或等效地“A或B中的至少一个”，或等效地“A和/或B中的至少一个”)在一个实施例中可以指代可选择地包括多于一个的至少一个A而不存在B(并且可选择地包括B以外的元素)；在另一实施例中可以指代可选择地包括多于一个的至少一个B而不存在A(并且可选择地包括A以外的元素)；在又一实施例中可以指代可选地包括多于一个的至少一个A以及可选地包括多于一个的至少一个B(并且可选择地包括其它元素)；等等。

另外，本文所使用的短语和术语是出于描述的目的，并且不应被视为限制性的。在本文中使用“包括”、“包含”或“具有”、“含有”、“涉及”及其变形意味着涵盖其后列出的项及其等同项，以及附加项目。

在权利要求中，以及在上面的说明书中，诸如“包含”、“包括”、“承载”、“具有”、“含有”、“涉及”、“持有”和“组成”等的所有过渡性短语应被理解为是开放式的，即意味着包括但不限于。只有过渡性短语“由…组成”和“大致由…组成”应分别为封闭或半封闭的过渡性短语。