CN119452264A - 用于采用永久磁体的移动mri的方法和设备 - Google Patents

Abstract

本发明提供了用以实施低场MRI系统的方法和设备，所述低场MRI系统可用在医院科室和ICU中并在其中移动以进行定点照护。所述低场MRI系统是由若干个特征实现。移动磁体提供由永久材料产生的稳定B0场。为了增加所述B0场的稳定性，以组合方式操作监测线圈和匀场线圈。另外，提供了用于移动MRI系统中的若干种非50欧姆电路方法。所提供的发送电路包含不同的泄放和失谐电路。在接收通道中，提供使用并联调谐电路的接收线圈阵列以实施多通道接收。另外，提供了去耦和远离失谐策略。

Description

用于采用永久磁体的移动MRI的方法和设备

技术领域

本发明大体上涉及用于实施诊断成像的低场移动方法和设备。更具体地说，本发明涉及脑部磁共振成像装置。

背景技术

磁共振成像(MRI)技术已很好地用于医学领域中的活体成像。当人体组织处于静磁场B0中时，组织中的核自旋被偏振且具有净对齐力矩Mz。如果组织在x-y平面中在拉莫尔频率下经历射频(RF)场B1，那么Mz可倾斜进入x-y平面以产生净横磁力矩Mt。接着，可采用梯度场(Gx、Gy和Gz)来选择某些区域中的核自旋，且可执行空间编码以产生空间信息。信号由受激核自旋发出，且此信号可使用一个或多个RF线圈检测和处理以产生图像。

为了解决弱偏振核自旋的电感检测中的低灵敏度，大部分临床MRI扫描仪采用超导磁体来产生高磁场(例如，在1.5T或3T甚至7T下操作)。对于最佳性能，磁体在成像体积上通常应具有约百万分之一(ppm)的不均匀性。虽然增加的场强度明显提供较高信噪比(SNR)的优点，但其也带来了若干个实际限制，包含磁体大小和重量增加、特定吸收率(SAR，其用B02按比例缩放)增加、静场B0和所应用的RF场B1两者中的不均匀性增加、所植入装置变热的可能性增加以及金属装置周围的图像伪影增加。

使用利用永久磁体的低场MRI装置可解决这些问题。另外，使用永久磁体可使MRI装置能够移动，且有可能用于定点照护，例如床边诊断或医生办公室。

因此，需要解决以上限制的系统和方法。以下公开内容包含具有稳定B0场的改进移动MRI系统，其采用更有效的方法来进行脉冲发送和信号接收。

发明内容

公开了用于实施移动MRI装置的系统和方法的实施例，所述移动MRI装置可以用于临床诊断和人类研究，例如脑部MRI所需的临床诊断和人类研究中。本文所公开的某些实施例包含用于实现更简单且更有效的发送和接收的MRI电路的方法。本文所公开的某些实施例还包含用于使B0场稳定的方法。

在实施例中，提供一种用于使使用永久磁体的移动MRI装置的磁场稳定的方法。所述方法包含：由移动MRI装置的永久磁体提供主静磁场；由移动MRI装置的频率测量模块提供射频脉冲以诱发自由感应衰减(FID)信号；由频率测量模块监测FID信号的相位以确定主静磁场的频率；以及由补偿模块调整主静磁场的频率。

在实施例中，提供一种用于在包括发送通道的移动MRI装置中发送RF场的系统。发送通道包含D类功率放大器、反并联二极管、被配置成用于失谐或泄放的一个或多个电路，以及调谐RF线圈和未调谐RF线圈中的至少一者。

在另外的实施例中，提供一种移动MRI装置。移动MRI装置包含被配置成提供主静磁场的永久磁体；以及接收通道。所述接收通道包含并联调谐探针、前置放大器、至少一个失谐电路、阻抗变换器以及信号采集装置。

附图说明

图1为示出根据本发明的实施例的具有使场稳定和进行成像的功能的移动MRI系统的总体图式。

图2A示出根据本发明的实施例的具有永久磁体和阵列接收线圈的MRI系统。

图2B示出根据本发明的实施例的采用几何去耦策略的接收线圈的各方面。

图3A示出根据本发明的实施例的包含其机械组合件的移动MRI系统。

图3B示出根据本发明的实施例的包含其机械组合件的移动MRI系统。

图4为示出根据本发明的实施例的场监测通道的硬件的示意图。

图5为示出根据本发明的实施例的监测和补偿磁场的过程的流程图。

图6为根据本发明的实施例的使用调谐线圈且与失谐和泄放电路组合的发送通道的示意图。

图7示出根据示例实施例的用于D类RF功率放大器的硬件的示意图。

图8为根据本发明的实施例的采用与泄放和失谐电路一起使用的并联调谐电路的发送线圈的示意图。

图9为根据本发明的实施例的采用与泄放和失谐电路一起使用的串联调谐电路的发送线圈的示意图。

图10为根据本发明的实施例的使用未调谐线圈且与泄放电路组合的发送通道的示意图。

图11为根据本发明的实施例的采用与泄放电路一起使用的未调谐电路的发送线圈的示意图。

图12为根据本发明的实施例的具有失谐电路的接收通道的总体示意图。

图13为示出根据本发明的实施例的接收通道中的失谐和前置放大器去耦策略的示意图。

图14为根据本发明的实施例的使用嗅探器回路的感应电流测量的曲线图。

具体实施方式

本公开提供了用于改进移动MRI系统的系统、方法和装置。移动MRI系统可容易地部署以用于定点照护，例如，在ICU或医生办公室中。移动MRI装置的开发可具有若干个显著优点。

使用低场装置的其中一个优点是洛仑兹力减小，洛仑兹力减小通常使得声音噪声水平大大降低，这对于患者研究来说是非常合乎需要的。另一优点为组织纵向弛豫时间(T1)随着磁场B0的减小而减小，而横向弛豫时间(T2*/T2)随着磁场B0的减小而增大。通过使用此类低场移动MRI装置，组织的较短T1和较长T2可能有利于以减少偏振时间和长回波链进行采集。使用低场的另一优点为有可能使用较短的RF脉冲(因为预期没有SAR限制)，以及由于B1均匀性增加而更均匀的对比度。这些选择可以开辟新技术应用的潜力，例如在高场强下可能会出现问题的快速自旋回波(FSE)。因此，如果图像质量可被接受用于临床应用，那么移动MRI装置具有许多优点。

静磁场B0的均匀性和稳定性对于使用永久磁体的移动MRI系统都是至关重要的。磁场的均匀区域的大小被定义为球体容积直径(DSV)。磁体均匀性与图像质量和各种伪影(例如，模糊)直接相关。另一重要因素为B0场中的不均匀性可使T2*减小，这对于一些例如梯度回波序列的序列可为缺点。

当使用永久磁体时，确保B0场的温度稳定性也是重要的。当室温改变哪怕一度(这种改变在具有中央空调的病房中可能是正常的)时，B0场都有可能会改变，或者均匀性可能会恶化。

D类类型的RF功率放大器已用于低频NMR/MRI应用中，且可实现高效率。这种类型的RF放大器还使用并联调谐电路、非谐振电路和甚至是串联调谐电路来实现发送线圈。这些电路可较易于构建且在需要时还可由开关电容器改变谐振频率。在接收侧上，通过使用基于阵列的接收线圈，可使用阻抗匹配和调谐电路(50欧姆)且将其与前置放大器去耦技术组合。并联调谐电路可具有阻抗匹配电路在高信号增益方面的优点。另外，在低场MRI装置中可能需要具有用于前置放大器去耦电路中的高Q的大值电感器。在本公开中提出的前置放大器去耦方法可使用较少的集总组件。线圈上的并联调谐电路还可具有使用较少的集总组件而减少信号损耗的益处。

本公开包含用以通过使用频率测量模块和补偿模块来使磁场稳定的方法。对于基于永久磁体的MRI系统来说，使B0场稳定的能力是获得良好图像质量所必需的。本公开的实施例的优点不限于移动MRI系统，并且可以用于提高任何MRI系统中的场稳定性。

本公开包含一种使用调谐电路和未调谐电路来简化移动MRI系统的发送通道的方法。另外，本文呈现了用于泄放和失谐的对应方法。此类电路的能力可在不使用发送线圈时减小发送线圈的效应。

本公开包含一种针对移动MRI系统使用并联调谐阵列线圈与前置放大器去耦技术的组合的方法。另外，使用远离(off-coil)电路的失谐方法用于在未使用接收阵列线圈时停用接收阵列线圈。

尽管关于移动MRI系统进行了描述，但本文中所论述的特征和实施例不限于与此类移动MRI系统一起使用。

图1示出基于被配置成提供主静磁场B0的永久磁体的移动MRI装置10的示例实施例。所述系统包含用于实施以下两个功能的若干个模块：使静磁场稳定和进行成像。充当移动MRI装置10的关键组件的波谱仪101用于将这些模块连接在一起且与被配置成解译结果的计算机介接。在此示例系统中，永久磁体102用于产生由频率测量模块103和补偿模块104(统称为监测子系统)稳定的均匀静磁场。计算机100连接到波谱仪101且被配置成监测由频率测量模块103测量的磁场变化。将磁场的场变化测量传送到计算机100并进行分析。计算机100接着控制波谱仪101以由补偿模块调整磁场。

如图1中所示，MRI序列信息从计算机100传送到波谱仪101，所述波谱仪分别控制梯度模块106、发送模块105和接收模块107。发送模块105使用持续时间短的RF场以使核自旋磁化倾斜或将其聚焦在一起。可包含三个梯度放大器的梯度模块106被配置成选择所关注区域自旋或进行空间编码；而接收模块107被配置成测量由所诱发的自旋产生的磁场且放大这些信号。通过组合发送模块105、梯度模块106和接收模块107的功能，可以实施MRI成像功能。在由波谱仪101采集之后，原始成像数据可传送到计算机100。原始成像数据可上载到云计算服务中心和/或由计算机100处理。在处理之后，原始图像数据可传送回到计算机100并显示，或仅在本地执行处理的情况下显示。处理程序可包含本文中未论述的去噪算法。

图2A示出移动MRI系统10或装置的一个方面的示例实施例。磁体102包含铁轭(iron yolk)200和磁性元件201(即，磁体块、无源匀场材料和匀场环)。每个磁体块都会产生静磁场。无源匀场材料可包含小块的永久磁体。其还可包含小块的金属。使用高磁导率材料的铁轭200可提供静场的磁性路径，且还会减少磁通量的泄漏。可以选择铁轭的厚度以避免磁饱和。举例来说，具有35mm厚度的铁轭200可与0.1T磁体一起使用。同样由高磁导率材料构成的匀场环可约束磁场且确保主磁场B0在某一DSV上更均匀。在实施例中，磁体102可具有在垂直方向上的主磁场，如图2A中所示出。

磁性元件201可包含X/Y/Z梯度线圈。三个梯度线圈可连接到梯度模块106。根据一些实施例，二阶梯度线圈(即，Z2梯度线圈)也可包含于磁性元件201当中。与梯度模块106通信的波谱仪101可控制梯度功率放大器以放大梯度波并将其递送到对应梯度线圈。梯度线圈可使用偏移电流且具有匀场功能以使静磁场更均匀。梯度线圈上的偏移电流可随着磁场波动而变化。可在梯度线圈周围提供用于水冷却的管。水可以用小型DC电机泵送。这可确保来自梯度线圈的热量不会影响永久磁体。在实施例中，可以在永久磁体与梯度线圈之间使用隔热材料。提供接口202以用于连接梯度线圈和水管。

补偿模块104可包含匀场放大器和匀场线圈204。匀场线圈204可充当补偿线圈以使由永久磁体102提供的静主磁场稳定。波谱仪101控制连接到匀场线圈204的匀场放大器的输出电流，所述输出电流将DC功率(<2W)供应到补偿线圈204。在一些实施例中，匀场线圈204可使用若干个线圈来使静场稳定。在实施例中，波谱仪101可结合磁性元件201的梯度线圈的匀场功能一起控制匀场线圈204以确保磁场B0的稳定性和均匀性。

在实施例中，移动MRI装置10可包含连接到或相关联于发送模块105的发送线圈。为了产生均匀的B1场，发送线圈可为安置在接收线圈203外部的螺线管线圈或鞍形线圈。

接收线圈203可为包含9个元件的阵列线圈，包含例如一个锥形螺线管线圈、四个8字形线圈和四个表面线圈。还可选择接收线圈203的其它合适的布置。接收线圈203的阵列中的线圈可被安置成使得灵敏区域中的RF场在竖直方向上垂直于B0场。图2B示出接收线圈203的表面线圈300和接收线圈203的8字形线圈301的详细几何形状的实例。表面线圈300和8字形线圈301可具有多于一个匝。接收线圈203的阵列的邻近线圈之间可存在重叠以减少耦合(例如，几何去耦)。除几何去耦外，前置放大器去耦方法还可用于接收线圈203的阵列中，如下文中进一步描述。

图3A示出移动MRI系统10在轮子上的机械组装。图3A示出在MRI测量状态下的移动MRI系统10，其中磁体门410打开。为了避免吸引到磁体的磁性金属部分，当装置处于未使用状态时，磁体门410可关闭，如图3B中所示。罩盖部分414(图3B中所展示)和支撑板416还可向上折叠。磁体门410可为铝、铜或其它合适材料。罩盖部分414和支撑板416可为塑料或其它非磁性材料。非磁性钢结构412可以通过焊接工艺制造成设置在六个轮子413上。轮子413中的一个或多个可以是助力电动轮。可以使用更多或更少的轮子413。手柄411可用于移动MRI系统10。手柄411可在MRI测量期间折叠。手柄411可包含例如触发器、按钮等控制件以控制助力电动轮。

图4示出频率测量模块103的示例硬件示意图。频率测量模块103为由计算机100和波谱仪101控制的小型NMR系统。具有角频率ω_M的RF脉冲400由波谱仪101提供且递送到功率放大器401，所述功率放大器通过一对二极管402将RF功率(<10W)发送到调谐RF监测线圈404。此处下标M指示监测线圈404。RF监测线圈404可为螺线管线圈或鞍形线圈，且内部可具有高灵敏度。为了避免在场测量期间人体MRI图像的效应，可以将没有氢的小样本插入RF监测线圈404中以用于测量/监测主静磁场B0。样本可含有例如碳13(¹³C)或氟19(¹⁹F)，其中的每一者都具有与氢(¹H)不同的旋磁比。因此，样本的谐振频率可不同于氢。举例来说，氢气(¹H)和碳13(¹³C)在1特斯拉下分别具有42.58MHz和10.7MHz的谐振频率。

失谐和泄放电路403可用于频率测量模块103中。失谐和泄放电路403被配置成停用RF监测线圈404，且因此减少在MRI成像期间与发送线圈和接收线圈203的耦合。失谐和泄放电路403可减少RF脉冲的衰荡时间。失谐和泄放电路403的实例在下文中更详细地提供。还采用例如可为基于π电路或MOSFET的开关的双工器405。失谐和泄放电路403以及双工器405可在RF监测线圈404发送脉冲时处于断开状态。当RF监测线圈404用作接收线圈时，由RF监测线圈404接收到的NMR信号穿过双工器405且由信号采集电路406采集，所述信号采集电路在下文关于图12更详细地描述。

如上文所论述，匀场线圈204和频率测量模块103可组合以使磁场稳定。图5为示出监测和补偿静磁场B0的方法的流程图。在步骤500处，当移动MRI系统10通电时，频率测量模块103等待实施测试频率的命令。在步骤501处，频率测量模块103的RF监测线圈404用于在计算机100提供适当命令的情况下采集自由感应衰减(FID)信号。采集FID信号可以包含：由移动MRI装置10的频率测量模块103提供射频脉冲以诱发FID信号；以及由频率测量模块103监测或测量FID信号的相位以确定主静磁场的频率。

磁场B0的波动将引起FID信号中相位的波动。在步骤502处，可根据FID信号的相位Φ(t)的测量来评估磁场B0中的频率变化。这可使用表达式Φ(t)＝Φ0+ω*t来说明，其中Φ0为初始相位。ω(＝γ*B)为相位函数的线性斜率。在步骤503处，可将此结果与初始频率(或线性斜率)进行比较，可获得磁场的波动(ΔB)以确定频率是否已改变。如果频率尚未改变，那么方法可返回到步骤500且等待进行新测量的命令。如果频率已改变，那么系统可将控制传递到步骤503。

在步骤503处，确定频率已增大还是减小。如果频率已增大，那么系统用以在步骤504处减少匀场线圈204中的电流。如果频率已减小，那么系统用以增加匀场线圈204中的电流。可重复这些步骤以维持由永久磁体102提供的磁场的稳定性。可在磁场稳定之后实施成像。

图6示出使用发送线圈604的发送通道610的示意图，所述发送线圈还包含失谐和泄放电路603。移动MRI装置中的发送通道610将具有角频率ω₀(例如从如由计算机100控制的波谱仪101接收)的RF脉冲600递送到RF功率放大器601。放大的脉冲穿过二极管602以应用于RF发送线圈604，所述RF发送线圈产生作用于核自旋的RF场。

在实施例中，AB类功率放大器可用于高场人体MRI系统中。在实施例中，D类放大器可能是低场NMR/MRI装置的首选。相比于线性放大器(即，AB类)，D类放大器可具有更好的功率效率和更轻的重量。其可为低能耗的。这些特征为在例如移动MRI装置10等移动MRI系统中的使用提供了优势。

图7示出根据示例实施例的具有低阻抗输出的电压模式D类功率放大器710的示意图。放大器710为包含开关702a、702b、703a和703b的开关模式功率放大器。开关702a、702b、703a和703b可为基于MOSFET的开关。开关702(702a和702b)由信号1控制，而开关703(703a和703b)由信号2管理。信号1和信号2确保开关702和703不会同时处于闭合状态。当开关闭合时，分别在负载706(例如，发送线圈604)的两个端子上施加高电压704和低电压705。这些开关可实施DC电源701的频率调制，而电源控制器700用于振幅调制。将振幅和频率被调制的RF功率施加到负载706。根据一些实施例，可包含滤波器以去除D类功率放大器的输出谐波。

图7中的负载706可为具有并联电路或串联电路的调谐线圈，如图8和9中所示。图8示出使用与泄放和失谐电路806(即，泄放和失谐电路403/603的实例)一起使用的并联调谐电路805的电路810(表示负载706)的实施例。调谐电路805包含具有电感L的线圈800(例如，发送线圈604)和具有并联电容值C以形成谐振电路的电容器801，所述谐振电路具有拉莫尔频率(ω₀ ²*L*C＝1)。包含开关803和小值电阻器804的电路806可具有使能量泄放和使线圈800失谐的功能。衰荡时间可在开关803闭合时减少。电路810可包含平行于803和804安置的另一开关和大值电阻器。因此，出于安全性的考虑，可将使能量泄放分成两个步骤。较大电阻器可用于使主能量泄放，而较小电阻器804可用于使其进一步泄放。当线圈800例如未在接收NMR/MRI信号模式中使用时，可调整电路810以闭合开关803，从而通过用小电阻器804使线圈800短路来使所述线圈失谐。举例来说，小电阻器可具有小于1欧姆的阻抗值。电路组件803和804可经由与同轴电缆802的连接而远离线圈800定位。短电缆802可具有极小阻抗和电容器，且其效应可在低场MRI中忽略不计。

图9示出包含泄放/失谐电路906和串联调谐电路905的电路910(例如，表示负载706)。具有电感L'的线圈900(例如，表示发送线圈604)和具有电容值C'的电容器901串联安置以形成拉莫尔频率(ω₀ ²*L'*C'＝1)的谐振电路。

当在图7中使用电压模式D类放大器时，电路910可通常具有窄带宽。电阻器(未描画)可与线圈900串联使用以用于减小含有线圈的探针的品质因数(Q)。当将射频功率发送到线圈900时，开关904闭合以使电阻器903短路。在发送之后，如果开关904打开，那么电阻器903可具有泄放功能。另外，除发送功率的周期以外，电路910可由于反并联二极管602而处于打开状态。在此情况下，可能不需要泄放/失谐电路906。在一些实施例中，电路910可与电流模式D类功率放大器一起使用，例如，作为负载706。

在另一实施例中，负载706(图7中示出)可以是作为发送线圈604操作的未调谐线圈1004。图10示出使用具有泄放电路1003的未调谐电路的示例发送通道1010。如图10所示，频率ω₀下的RF脉冲1000由放大器1001放大，穿过二极管1002且传送到作为发送线圈操作的未调谐线圈1004。如图11中所示，在未调谐线圈1004作为发送线圈的情况下，预期不使用电容器。采用未调谐线圈1004的优点为简单且灵活。此布置可允许低场MRI中的超宽带和多频操作。在此类应用中，D类功率放大器可被布置成紧邻未调谐线圈1004(例如，发送线圈604)。泄放电路1003包含开关1103和低阻抗电阻器1104。开关1103可闭合以准许电阻器1104使线圈1004上的能量泄放。未调谐线圈1004可能被反并联二极管1002阻挡，且使电路失谐可能不是必需的。

在实施例中，接收线圈203(参见图2A)可用于使用并行成像技术接收NMR/MRI信号。并行成像技术可能使成像时间减少数倍。为了有效地起作用，可能重要的是通过使用去耦技术来最小化接收线圈203的阵列元件之间的交互。除了几何去耦(例如，如图3中所示)以外，还存在可采用的若干种去耦技术，例如电感去耦、电容去耦和前置放大器去耦。

图12为使用前置放大器去耦方法的接收通道的示意图。接收通道1220包含具有作为接收线圈操作的并联调谐线圈的并联调谐探针1200、失谐电路1201和信号采集电路1202。具有并联调谐线圈的并联调谐探针1200可内置有一个电容器。并联调谐探针1200可具有比匹配和调谐探针更大的信号增益，从而产生更低的噪声指数(NF)和更高的SNR。此处的失谐电路1201可用于停用探针1200且在不处于接收模式时保护信号采集电路1202。

在接收模式中，NMR/MRI信号由信号放大器1203放大，所述信号放大器可为低噪声前置放大器。信号放大器1203可包含两级(第一级和第二级)。在信号穿过模拟滤波器1204之后，信号可由信号放大器1205(第三级和第四级)放大。这之后是其它NMR/MRI组件，例如混合器1207、模数转换器(ADC)1208和数字滤波器1209。信号与参考频率1206(拉莫尔频率ω₀)混合以去除所承载的频率。在低场NMR/MRI中，当ADC 1208包含满足奈奎斯特-香农采样定理的能力时，混合器1207可被数字混合器代替。

图13示出用于MRI接收通道(例如，接收通道1220)的失谐和前置放大器去耦策略。由电容器1301调谐并联调谐线圈1300以用作探针1200。失谐电路可使用开关1305和小电阻器1306(大致等于0欧姆)。开关1305可为由DC偏置电流控制的基于MOSFET的或PIN二极管。阻抗变换器1303用于使探针1200的阻抗与前置放大器1304的最优噪声阻抗匹配。另外，阻抗变换器1303还可实施前置放大器去耦。前置放大器1304可具有高阻抗输入或低阻抗输入。为了实施前置放大器去耦，Z1的阻抗可近似短路(从前置放大器的方向来看)。在相反方向上，Z0的阻抗可接近前置放大器1304的最优噪声阻抗。在实施例中，用于采集环境噪声的若干个通道可使用与图13中所示的相同的设置。

图14展示实验台上的感应电流测量(S21)，展示了第一信号1401和第二信号1400。通过连接电路(阻抗变换器1303和前置放大器1304)来测量第一信号1401。并联调谐线圈1300在约5MHz的谐振频率下构建。在不连接阻抗变换器1303和前置放大器1304的情况下测量第二信号1400。前置放大器1340为具有高阻抗输入的运算放大器。S21测量与并联调谐线圈1300上的感应电流成比例。其可经由接近线圈1300的一对去耦嗅探器回路测量。第一信号1401和第二信号1400的差值(ΔS21)指示前置放大器去耦策略可将线圈电流减小大致19dB。

对相关领域的普通技术人员而言将显而易见的是，在不脱离任何实施例的范围的情况下，可以对本文所描述的方法和应用作出其它合适的修改和调整。应当理解的是，虽然本文中已经展示和描述了某些实施例，但是权利要求不限于所描述和所示出的部分的特定形式或布置。在本说明书中已经公开了说明性实施例，并且尽管采用了具体术语，但其仅用于一般性和描述性意义，而不是出于限制的目的。鉴于以上教导，对所述实施例的修改和变化都是可能的。因此，应当理解的是，可以与具体描述的方式不同的方式实践所述实施例。本说明书中所提及的所有公开、专利以及专利申请通过引用并入本文中，其程度如同每个单独的公开、专利或专利申请被专门地且单独地指示通过引用并入。

Claims (16)

1.一种用于使使用永久磁体的移动MRI装置的磁场稳定的方法，所述方法包括：

由所述移动MRI装置的所述永久磁体提供主静磁场；

由所述移动MRI装置的频率测量模块提供射频脉冲以诱发自由感应衰减(FID)信号；

由所述频率测量模块监测所述FID信号的相位以确定所述主静磁场的频率；

由补偿模块调整所述主静磁场的频率。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述频率测量模块包含用于场监测的至少一个通道。

3.根据权利要求1所述的方法，其中所述频率测量模块包含用以监测所述场的NMR探针。

4.根据权利要求1所述的方法，其中所述频率测量模块包含¹³C或¹⁹F作为NMR样本。

5.根据权利要求1所述的方法，其中所述频率测量模块包含监测线圈。

6.根据权利要求1所述的方法，其中所述补偿模块包含具有匀场放大器和匀场线圈的至少一个通道，并且

其中调整所述主静磁场的所述频率包含调整施加到所述匀场线圈的电流。

7.一种用于在移动MRI装置中发送RF场的系统，所述系统包括：

发送通道，其包括：

D类功率放大器，

反并联二极管，

被配置成用于失谐或泄放的一个或多个电路，以及

调谐RF线圈和未调谐RF线圈中的至少一者。

8.根据权利要求7所述的系统，其中

所述D类功率放大器包含电压模式D类功率放大器，所述系统进一步包括：

并联调谐探针；

至少一个失谐电路；以及

至少一个泄放电路。

9.根据权利要求7所述的系统，

其中所述调谐RF线圈和未调谐RF线圈中的至少一者是串联调谐RF线圈；并

且

所述发送通道进一步包括与所述串联调谐RF线圈串联连接以增大带宽的电阻器。

10.根据权利要求9所述的系统，其中所述D类功率放大器是电流模式D类功率放大器。

11.根据权利要求7所述的系统，其中所述D类功率放大器是电压模式D类功率放大器，且所述调谐RF线圈和未调谐RF线圈中的至少一者是未调谐RF线圈，并且所述系统进一步包括泄放电路。

12.一种移动MRI装置，其包含：

永久磁体，其被配置成提供主静磁场；以及

接收通道，其包括：

并联调谐探针，

前置放大器；

至少一个失谐电路；

阻抗变换器；以及

信号采集装置。

13.根据权利要求12所述的移动MRI装置，其中所述前置放大器包含高阻抗输入。

14.根据权利要求12所述的移动MRI装置，其中所述前置放大器包含低阻抗输入。

15.根据权利要求12所述的移动MRI装置，其中所述接收通道被配置成采集噪声以用于噪声消除。

16.根据权利要求12所述的移动MRI装置，其进一步包含一个或多个失谐电路。