HK1248505B - 射频线圈方法和装置 - Google Patents

Description

射频线圈方法和装置

背景技术

磁共振成像(MRI)为许多应用提供了重要的成像模态，并且广泛用于临床和研究环境中以产生人体内部的图像。作为一般性，MRI基于检测磁共振(MR)信号，磁共振(MR)信号是响应于由所施加的电磁场导致的状态变化而由原子发射的电磁波。例如，核磁共振(NMR)技术包括：在被成像的对象中的原子(例如人体组织中的原子)的核自旋的重新排列或弛豫时，检测从激发的原子的核发射的MR信号。检测的MR信号可以被处理以产生图像，这在医学应用的环境下允许对身体内的内部结构和/或生物过程进行调查以用于诊断、治疗和/或研究目的。

MRI由于在没有其他模态的安全性考虑(例如不需要使受试者暴露于电离辐射例如x射线或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态。另外，MRI特别好地适合于提供软组织对比，其可以用于对其他成像模态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态不能获取的结构和/或生物过程的信息。然而，MRI存在很多缺点：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/或图像采集过程的长度。

临床MRI的趋势是增加MRI扫描仪的场强度，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，这反而继续提高了成本。绝大多数安装的MRI扫描仪在1.5或3特斯拉(T)下工作，这指的是主磁场B₀的场强。临床MRI扫描仪的粗略成本估计为每特斯拉大约一百万美元，这没有将操作这样的MRI扫描仪所涉及的实质性操作成本、服务成本和维护成本考虑在内。

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)在其中成像的强均匀静磁场(B₀)。这样的系统的尺寸是相当大的，其中，典型的MRI装备包括用于磁体、电子器件、热管理系统和控制台区域的多个房间。MRI系统的尺寸和费用通常将其应用限制到具有足够的空间和资源来购买和维护它们的诸如医院和学术研究中心的机构。高场MRI系统的高成本和大空间需求导致MRI扫描仪的可用性有限。因此，如下面进一步详细讨论的，常常存在MRI扫描将有用处的临床情况，但是由于上述一个或更多个限制而是不实际的或不可行的。

发明内容

发明人开发了一种射频部件，所述射频部件在一些实施方式中被配置成改善磁共振信号检测，以例如利于在低场强下进行图像采集。一些实施方式包括被配置成响应于磁共振信号的射频线圈，该射频线圈包括按照被优化以增加对在关注区域内发射的磁共振信号的灵敏度的配置被围绕关注区域布置成三维几何形状的至少一个导体。

一些实施方式包括被配置成响应于磁共振信号的射频部件，该射频部件包括：第一线圈；该第一线圈包括被布置成多个匝的第一导体，该第一线圈被定向成响应于第一磁共振信号分量；以及第二线圈，该第二线圈包括被布置成多个匝的第二导体，该第二线圈被定向成响应于第二磁共振信号分量。

一些实施方式包括被配置成响应于磁共振信号的射频部件，该射频部件包括：第一线圈；该第一线圈包括被布置成多个匝的第一导体，该第一线圈被定向成响应于沿第一主轴线的磁共振信号分量；以及第二线圈，该第二线圈包括被布置成多个匝的第二导体，该第二线圈被定向成响应于沿不同于所述第一主轴线的第二主轴线的磁共振信号分量。

一些实施方式包括被配置成响应于磁共振信号的射频部件，该射频部件包括：第一线圈，该第一线圈包括具有围绕关注区域布置的多个匝的第一导体；以及第二线圈，该第二线圈包括具有围绕关注区域布置的多个匝的第二导体并且远离于关注区域从第一线圈偏移。

一些实施方式包括被配置成响应于磁共振信号的射频部件，该射频部件包括围绕关注区域布置成三维几何形状的至少一个导体，其中，至少部分地基于使用射频线圈的模型执行至少一个优化来确定三维几何形状的所述至少一个导体的线圈配置。

一些实施方式包括用于确定射频线圈的配置的方法，该方法包括：生成射频线圈的模型；以及执行优化以确定满足至少一个约束并且当模拟模型的操作时产生满足预定标准的磁场的模型配置。

一些实施方式包括被配置用于患者身体部分的射频线圈，该射频线圈包括围绕关注区域布置成多个匝的至少一个导体并且被定向成响应于与患者的目标身体组织的纵向轴线基本正交定向的磁共振信号分量。

一些实施方式包括用于磁共振成像系统的装置，该装置包括第一线圈和至少一个控制器，所述至少一个控制器被配置成操作线圈以生成射频磁场和梯度场。

一些实施方式包括被配置用于人体身体组织部分的射频线圈，该射频线圈包括围绕关注区域布置成三维几何形状的至少一个导体，所述至少一个导体形成多个匝，其中多个匝之间的间隔不均匀。

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：B0磁体，其被配置成产生低场强B0磁场以提供视野；第一线圈，其被配置成响应于从视野发射的第一磁共振信号分量；以及第二线圈，其被配置成响应于从视野发射的第二磁共振信号分量。

附图说明

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

图1示出了根据一些实施方式的示例性磁共振成像系统的框图；

图2A和图2B示出了根据一些实施方式的双平面磁体几何形状；

图3A和图3B示出了根据一些实施方式的示例性头部线圈；

图4A和图4B示出了根据一些实施方式的确定射频线圈的配置的各个方法；

图5示出了根据一些实施方式的使用包括网格的射频线圈的模型来确定射频线圈的配置的方法；

图6A示出了根据一些实施方式的用于示例性头部线圈的模型的示例性三角形网格；

图6B示出了根据一些实施方式的用于示例性腿部线圈的模型的示例性三角形网格；

图7A示出了根据一些实施方式的用于示例性头部线圈的经优化的模型配置；

图7B示出了根据一些实施方式的用于示例性腿部线圈的经优化的模型配置；

图8A和图8B示出了根据一些实施方式的从图7A所示的经优化的模型配置确定的示例性线圈配置；

图9A和图9B示出了根据一些实施方式的从图7B所示的经优化的模型配置确定的示例性线圈配置；

图10A和图10B示出了具有用于容纳根据图8A和8B所示的线圈配置的导体的槽的支承曲面的视图；

图11示出了具有用于容纳根据图9A和9B所示的线圈配置的导体的槽的支承曲面；

图12示出了根据一些实施方式的确定线圈配置并且将线圈配置应用于支承结构的方法；

图13A示出了布置成双平面几何形状的B0磁体；

图13B示出了布置成圆柱几何形状的B0磁体；

图13C示出了使用一组正交轴线描绘的头部线圈的线圈配置；

图13D示出了使用一组正交轴线描绘的腿部线圈的线圈配置；

图14A和图14B分别示出了根据一些实施方式的用于头部线圈的模型配置和从模型配置确定的线圈配置；

图15A和图15B分别示出了根据一些实施方式的用于腿部线圈的模型配置和从模型配置确定的线圈配置；

图16A和图16B分别示出了根据一些实施方式的应用于头部线圈和腿部线圈的基底的线圈配置；

图17示出了根据一些实施方式的根据线圈配置应用于基底的导体；

图18A和图18B示出了根据一些实施方式的用于具有彼此基本正交的主轴线的头部线圈的线圈配置；

图18C示出了根据一些实施方式的图18A和图18B所示的线圈配置组合；

图19A和图19B示出了根据一些实施方式的用于具有彼此基本正交的主轴线的腿部线圈的线圈配置；

图19C示出了根据一些实施方式的图19A和图19B所示的线圈配置组合；

图20示出了根据一些实施方式的用于具有彼此基本正交的主轴线的头部线圈的组合线圈配置；

图21示出了根据一些实施方式的应用于支承结构的单独的基底层的头部线圈的示例性线圈配置；

图22A和图22B示出了根据一些实施方式的应用头部线圈的示例性线圈配置的支承结构的单独基底层的视图；

图23A和图23B示出了具有根据具有彼此基本正交的主轴线的相应线圈配置布置的导体的头部线圈的视图；

图24示出了根据一些实施方式的应用于支承结构的单独的基底层的腿部线圈的示例性线圈配置；

图25示出了具有根据具有彼此基本正交的主轴线的相应线圈配置布置的导体的腿部线圈；

图26A和图26B示出了根据一些实施方式的被配置成操作多功能线圈的控制器；以及

图27示出了根据一些实施方式的被配置成使用梯度线圈的特定几何形状来操作多功能线圈的控制器。

具体实施方式

MRI扫描仪市场绝大多数由高场系统主导，并且专门用于医疗或临床MRI应用。如上所述，医学成像的一般趋势是产生具有越来越大的场强度的MRI扫描仪，其中，绝大多数临床MRI扫描仪在1.5T或3T下操作，而在研究环境中使用7T和9T的较高的场强度。如本文所使用的，“高场”通常指的是目前在临床环境中使用的MRI系统，并且更具体地指的是在处于1.5T或高于1.5T的主磁场(即B0场)下操作的MRI系统，虽然在0.5T至1.5T之间操作的临床系统通常也被认为是“高场”。相比之下，“低场”通常指的是在处于小于或等于约0.2T的B0场下操作的MRI系统，虽然由于在高场体系中场强有所增加而具有在0.2T和约0.3T之间的B0场的系统有时被认为是低场。

在用于非成像研究目的和狭窄且特定的对比度增强的成像应用的有限环境条件中已经采用了低场MRI，但是通常认为低场MRI不适合于产生临床上有用的图像，特别是在基本上低于0.2T的场强度(例如，100mT或更低)下。例如，分辨率、对比度和/或图像采集时间通常不认为适合于临床目的，例如但不限于组织分化、血流或灌注成像、扩散加权(DW)或扩散张量(DT)成像、功能MRI(fMRI)等。发明人已经开发了用于产生质量改善的便携和/或低成本低场MRI系统的技术，其可以改善MRI技术在除了医院和研究机构的大型MRI装备之外的各种环境中的宽范围可部署性。

低场MRI的挑战是相对低的信噪比。特别地，MR信号的信噪比与主磁场B0的强度有关，并且是驱动临床系统在高场体系下操作的因素之一。因此，由于低场强，MR信号强度在低场环境中相对弱，增加了能够检测尽可能多的信号的重要性。发明人的贡献的一些方面源自其如下认识：可以通过优化射频(RF)发射和/或接收线圈(在本文中称为RF发射/接收线圈或者简称为RF线圈)的配置来改善低场MRI系统的性能，以提高RF发射/接收线圈发射磁场及检测被发射的MR信号的能力。如上所述，低场MRI系统产生比其相对的高场MRI系统更弱的MR信号，使得在较低的信噪比(SNR)方面更为重要的是，RF发射/接收线圈最优地操作(例如，通过发射最优的磁脉冲及以尽可能多的保真度检测所发射的MR信号的大部分二者)。

简言之，MRI涉及将要成像的受试者(例如，患者的全身或一部分)置于静态的均匀磁场B0中，以使受试者的原子净磁化(通常由净磁化矢量表示)沿着B0场的方向对准。然后使用一个或更多个发射线圈来生成脉冲磁场B1，以使原子的净磁化在横切于B0场的方向的方向上产生分量，脉冲磁场B1具有与原子在磁场B0中的原子自旋的进动速率相关的频率。在B1场关断之后，净磁化矢量的横向分量进动，其幅度随时间衰减，直到净磁化与B0场的方向重新对准——如果允许的话。该过程产生MR信号，该MR信号可以例如通过在MRI系统的一个或更多个接收线圈中感应的电信号来检测，所述接收线圈被调谐成在MR信号的频率下谐振。

MR信号是旋转磁场，通常被称为圆偏振磁场，其可以被视为包括沿着正交轴线的线性偏振分量。也就是说，MR信号由沿着第一轴线振荡的第一正弦分量和沿着与第一轴线正交的第二轴线振荡的第二正弦分量组成。第一正弦分量和第二正弦分量相互以90°的相差进行振荡。调谐到MR信号的谐振频率的适当布置的线圈可以检测沿正交轴线之一的线性偏振分量。特别地，可以通过MR信号的沿大致正交于线圈的电流回路的轴线取向的线性偏振分量在调谐的接收线圈中感应出电响应，上述与线圈的电流回路大致正交的轴线在本文中称为线圈的主轴线。

因此，通过使用发射/接收线圈(也可互换地称为射频(RF)线圈或Tx/Rx线圈)激发及检测发射的MR信号来执行MRI，上述发射/接收线圈可以包括用于发射及接收的单独的线圈、用于发射和/或接收的多个线圈、或用于发射及接收的相同线圈。为了发射激励脉冲序列及检测发射的MR信号，发射/接收线圈必须以根据B0场的强度的频率谐振。因此，与低场体系中的发射/接收线圈相比，高场体系中的发射/接收线圈必须以显著更高的频率(更短的波长)谐振。谐振线圈的传导路径的长度受谐振线圈想要谐振的频率的约束。具体地，频率越高，谐振线圈令人满意地操作所必须的导电路径越短。因此，高场发射/接收线圈的传导路径需要非常短。为了满足该要求，高场发射/接收线圈通常是通过蚀刻、切割或研磨导电片(例如铜片)而形成的单匝导电回路。典型的用于高场发射/接收线圈的传导路径在长度上被限制成几十厘米。

低场MRI中涉及的低频允许发射/接收线圈的传导路径相当长，从而允许由于高场MRI中涉及的高频所施加的对导电路径长度的约束而对高场MRI不适合(或不可用)的线圈设计。根据一些实施方式，可以使用设置在与关注区域相对应的三维曲面上方的单个传导路径来形成发射/接收线圈。部分地由于对导体长度的约束的放宽，发射/接收的传导路径可以以多个匝或回路布置在三维曲面上方。如本文中所使用的，“匝”是指围绕参考轴线(例如线圈的主轴线，如下面进一步详细讨论的)设置成360°或大致360°的导电路径。应当理解，匝无需形成闭合回路，只要导电路径围绕参考轴线形成大致360°即可。例如，布置成螺旋几何形状的导体可以包括多个匝数，尽管每个匝都没有形成闭合回路。下面将进一步详细地讨论具有以多个匝布置的导体的示例性线圈。通过提供具有多个匝(例如5个匝、10个匝、15个匝、20个匝、30个匝、50匝或更多)的线圈，可以改善线圈响应MR信号的灵敏度。

可允许的导体长度的增加还允许具有单个导体的线圈，该导体被布置成覆盖任意几何形状以利于发射/接收线圈被配置用于身体组织(anatomy)的期望部分。例如，为了对头部进行成像，可以通过围绕被制造成由人作为头盔佩戴的基底缠绕导体，来产生低场发射/接收头部线圈。可以例如通过围绕头盔的曲面将导体设置(例如缠绕)成螺旋几何形状来布置导体，以提供足以向关注区域(例如大脑或其一部分)提供发射脉冲和/或检测从关注区域发射的MR信号的覆盖。作为另一示例，为了对躯干或附器(例如腿或其部分如膝部)进行成像，可以类似地围绕曲面将导体布置成螺旋几何形状，该螺旋几何形状被配置成容纳期望的身体组织。

上述发射/接收线圈几何形状可以通过低场体系的方面来实现。如上所述，低场强允许利用显著更长的导电路径。此外，临床高场MRI系统通常经由围绕圆柱腔(cylindricalbore)缠绕的螺线管线圈来产生B0场，正被成像的患者被放入该圆柱腔中。因此，B0场沿着腔和放入该腔中的身体的纵轴线取向。为了执行MRI，发射/接收线圈产生垂直于B0场的B1场，并且检测该横向方向上发射的MR信号。这限制了被设计成用于高场MRI的发射/接收线圈的几何形状。低场MRI利于“开放”系统的设计，在该“开放”系统中，使用例如正被成像的患者被置于其间的双平面磁体来生成B0场，使得B0场基本上定向成垂直于身体的纵轴线。例如，在2015年9月4日提交的题为“Low-field Magnetic Resonance Imaging Methodsand Apparatus”的美国申请第14/845652号('652申请)或2015年9月4日提交的题为“Ferromagnetic Augmentation for Magnetic Resonance Imaging”的美国申请第14/846255号('255申请)中描述的低场系统中的任何低场系统，上述申请中的每一个的全部内容通过引用并入本文中。

因此，发射/接收线圈被布置成产生和/或检测横切于该B0场的磁场，允许在常规高场MRI系统中不可能的几何形状。因此，将B0磁体配置成产生横切于身体轴线的B0场的布置(例如双平面B0磁体)允许产生/检测沿身体的轴线向方向的磁场的发射/接收线圈的设计，该设计的一些示例在下面进一步详细描述。被配置成响应基本上沿身体或特定目标身体组织的纵轴线定向的MR信号分量的发射/接收线圈(即，配置成主轴线与身体的纵轴线基本对准的线圈)通常不能用于产生与身体轴线对准的磁场的B0线圈，例如通常用于高场MRI的那些B0线圈。然而，应当理解，发射/接收线圈还可以被配置成与具有产生与身体的纵轴线对准的方向的B0磁场的B0磁体(例如具有螺线管几何形状的B0磁体)的MRI系统一起执行MR信号检测。特别地，根据一些实施方式，提供有RF线圈，该RF线圈包括具有多个匝的导体，被配置成响应垂直于身体的纵轴线定向的MR信号分量，上述RF线圈的一些示例将在下面进一步详细描述。

发明人已经意识到，高场和低场环境中与发射/接收线圈有关的不同因素中的一个或更多个因素利于对用于低场MRI的发射/接收线圈的设计进行优化。为此，发明人开发了用于优化RF线圈的配置以提高用于低场MRI系统的线圈的性能的技术。

发明人已经意识到，来自低场环境的因素利于使用磁场合成技术来产生RF线圈的一般最优的线圈设计。磁场合成是一种用于对线圈进行建模和模拟由所建模的线圈在通电时生成的磁场的技术。然后可以根据给出线圈模型和/或线圈模型的参数的一个或更多个约束的特定标准来调整线圈模型的参数，以找到生成期望磁场的一组参数。由于若干因素，磁场合成技术迄今一般不可用于设计高场MRI系统的RF线圈。特别地，这种磁场合成技术在设计用于高场MRI系统的RF线圈时并不有效，部分原因在于当在高场系统中使用时这种线圈谐振需要相对高的频率。具体地，操作频率越高，发射和接收所需的电流路径越短。因此，已知的磁场合成技术在设计具有(例如高场环境中检测MR信号所需的)短电流路径的接收线圈方面并不有用。例如，磁合成技术对配置具有通常在高场MRI中使用的短电流路径的单匝导体可能并不有用和/或被需要。

如上所述，低场MRI中用于发射及接收的显著较低的操作频率(即，发射脉冲及发射的MR信号的显著较低的频率)允许与高场MRI相比显著更长的电流路径，这引起用于低场MRI系统中的RF线圈的创新型新设计。例如，一般的经验法则是谐振线圈中导体的长度不应超过谐振频率下波长的十分之一。因此，具有3T的B0磁场的高场MRI系统在约128MHz下操作，因此具有约2.3米的波长。因此，用于这种高场系统的发射/接收线圈中的导体的长度不应超过23厘米。相比之下，具有0.1T的B0场的低场MRI系统在约4.3MHz下操作，因此具有约70米的波长，因此发射/接收线圈可以包括长度高达约7米的导体。具有0.5T的B0场的低场MRI系统在约2.15MHz(约140米波长)下操作，相应的发射/接收线圈可以使用长度高达14米的导体，等等。发明人已经认识到，在低场体系中允许的显著更长的导体长度允许在高场体系中不可能的发射/接收线圈配置。此外，增加的导体长度利于使用磁场合成来确定最优的发射/接收线圈配置。

发明人已经认识到，磁场合成技术可以用于设计低场MRI的RF线圈，并且已经开发了优化RF线圈的配置以改善发射效率和/或改善检测在低场MRI环境中发射的MR信号的功效的技术。发明人已经开发了提高MR信号检测的灵敏度的RF线圈配置，从而改善了系统的SNR。

如上所述，MR信号是旋转偏振磁场或圆偏振磁场。发明人已经开发了被配置用于低场体系的RF线圈设计，其包括具有各自的不同主轴线的多个线圈以响应MR信号的不同取向的磁场分量(在本文中称为MR信号分量)，从而改善MR信号检测的SNR。例如，第一线圈和第二线圈可以布置成具有彼此正交或基本正交的相应主轴线(即正交线圈)，以响应所发射的MR信号的正交分量(例如，以检测圆偏振MR信号的正交线性偏振分量)。以这种方式，该对线圈获得相移90°的MR信号的双重测量，该测量可以用于改善MR信号检测的SNR，通过例如如下面进一步详细讨论的对双重测量进行组合。

应当理解，多个线圈的各自的主轴线可以以其他关系(例如非正交关系)相对于彼此定向。例如，对于给定曲面可能难以实现一对线圈的主轴线的正交。通常，一对线圈的主轴线越接近正交，SNR的改善越增加，直至提高二的平方根为止。此外，主轴线不正交的线圈可能表现出互感，并且可能需要以减轻互感的方式配置相应的线圈，其中的一些技术将在下面进一步详细描述。

根据一些实施方式，被配置成响应于MR信号的RF发射/接收部件包括：第一线圈，其由根据具有第一主轴线的第一线圈配置布置成多个匝或回路的至少一个导体形成；以及第二线圈，其由根据具有与第一主轴线不同的第二主轴线的第二线圈配置布置成多个匝或回路的至少一个导体形成。例如，第一线圈配置和第二线圈配置可以为使得第一主轴线和第二主轴线基本上彼此正交，但是也可以使用相应主轴线之间的其他关系。以这种方式，第一线圈和第二线圈可以检测MR信号的不同分量(例如圆偏振MR信号的正交线性偏振分量)以改善MR信号检测的SNR。根据一些实施方式，使用磁合成技术来确定分别用于第一线圈和第二线圈的第一线圈配置和第二线圈配置，但是可以使用其他技术(例如人类直觉、经验等)来确定线圈配置，因为本方面在这点上不受限制。根据一些实施方式，第一线圈和第二线圈被布置在支承结构的单独的层上，以提供具有改善的SNR的RF发射/接收部件，其一些示例在下面进一步详细描述。

发明人还意识到，接收线圈的最优配置可以因个体而异。例如，个人头部的尺寸和形状可能影响该个体的RF线圈的最优配置。为了解决这种变化性，发明人开发了用于针对特定个体来优化一个或更多个接收线圈的技术。根据一些实施方式，获得特定个体的目标身体组织的测量(例如头部测量、躯干测量、附器测量等)，并且使用所获得的测量来执行本文中所描述的优化技术。因此，可以针对特定个体获得用于接收线圈的最优配置。根据一些实施方式，根据确定的最优配置，制造(例如经由三维(3D)打印)用于目标身体组织的接收线圈的支承件(例如头盔)。因此，可以快速且经济地产生最优RF线圈并且可以为特定个体和/或身体组织的一部分定制最优RF线圈。

在本文中描述的技术使得射频部件能够具有改善的对MR信号的灵敏度，从而增加MR信号检测的信噪比。如上所述，相对弱的MR信号是低场MRI的挑战。因此，使用本文中所述的一种或更多种技术产生的发射/接收部件利于能够获得临床上有用的图像(例如，具有适合于临床目的例如诊断、治疗和/或研究目的的分辨率的图像)的低场MRI系统。在这方面，一些实施方式包括低场MRI系统，其包括射频线圈，该射频线圈具有按照被优化以增加对关注区域内发射的MR信号的灵敏度的配置被围绕关注区域布置成三维几何形状的至少一个导体。例如，低场MRI系统可以包括B0磁体，B0磁体被配置成产生具有视野的低场强度(例如，在0.2T和0.1T之间，在0.1T和50mT之间，在50mT和20mT之间，在20mT和10mT之间等)B0磁场，其中射频线圈被优化以向视野提供射频脉冲从而引起MR响应和/或以改善的功效来检测从其发射的MR信号。

一些实施方式包括具有一对线圈的双线圈射频部件，上述一对线圈被配置用于低场体系并且被定向成响应不同的MR信号分量以改善MR信号检测的信噪比。例如，一些实施方式包括低场磁共振系统，其包括：B0磁体，B0磁体被配置成产生具有适于成像的视野的低场强度(例如，在0.2T和0.1T之间，在0.1T和50mT之间，在50mT和20mT之间，在20mT和10mT之间等)的B0磁场；第一线圈，第一线圈被配置成响应于从视野发射的第一MR信号分量；以及第二线圈，第二线圈被配置成响应于从视野发射的第二MR信号分量。在这方面，为了响应从低场强B0磁场的视野发射的MR信号，第一线圈和第二线圈被配置成以与B0磁场对应的频率(即在低场体系中)检测MR信号。

根据一些实施方式，第一线圈和第二线圈被布置成响应于正交MR信号分量(例如，第一线圈和第二线圈的主轴线基本上彼此正交)，以使SNR的提升最大化，但是也可以使用其他布置。根据一些实施方式，第一线圈和第二线圈相对于视野彼此偏移。根据一些实施方式，例如使用磁合成技术来优化第一线圈和第二线圈的相应配置，但是可以使用其他技术(例如，直觉、经验等)来确定相应的配置。

根据一些实施方式，低场MRI系统的B0磁体以平面几何形状(例如单面或双平面几何形状)布置，并且在其他实施方式中，B0磁体以圆柱几何形状(例如螺线管几何形状)布置，并且一个或更多个射频线圈被配置成根据B0磁体的几何形状发射射频脉冲和/或检测MR信号。

以下是对与用于产生例如在低场MRI下使用的RF线圈的方法和设备相关的各种概念以及用于产生例如在低场MRI下使用的RF线圈的方法和设备的实施方式的更详细的描述。应当理解，本文中所描述的实施方式可以以许多方式中的任何方式来实现。仅出于说明的目的，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，因为本文中所描述的技术的方面在这点上不受限制。

图1是MRI系统100(例如低场MRI系统)的示例性部件的框图。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和磁性部件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所示的部件之外或代替图1所示的部件的任何合适类型的一个或更多个其他部件。

如图1所示，磁性元件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可以是可以生成期望的主磁场B0的任何合适类型的磁性部件或其组合(例如，电磁体、印刷磁体、永磁体等中的任何一个或其组合)。因此，在本文中B0磁体是指被配置成产生B0场的任何类型的磁性部件中的任何一个或其组合。根据一些实施方式，B0磁体122可以产生或贡献大于或等于约20mT且小于或等于约50mT、大于或等于约50mT且小于或等于约0.1T、大于或等于约0.1T且小于或等于约0.2T、大于或等于约0.2T且小于或等于约0.3T、大于0.3T且小于或等于约0.5T等的B0场。可以使用匀场线圈124来贡献磁场以改善由磁体122生成的B0场的均匀性。

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沿三个基本上正交的方向(X，Y，Z)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分布。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基本上正交于第一方向的第二(Y)方向上选择性地改变B0场以执行相位编码，并且第三梯度线圈可以被配置成在基本上正交于第一方向和第二方向的第三(Z)方向上选择性地改变B0场以使得能够对容积成像应用进行切片选择。

如上所述，通过分别使用发射线圈和接收线圈(通常称为射频(RF)线圈)来激发和检测所发射的MR信号来执行MRI。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用于发射和接收的相同线圈。因此，发射/接收部件可以包括用于发射的一个或更多个线圈，用于接收的一个或更多个线圈和/或用于发射和接收的一个或更多个线圈。发射/接收磁性部件通常也被称为Tx/Rx或Tx/Rx线圈以总体指代MRI系统的发射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发射和接收线圈126包括可以用于产生RF脉冲以感应振荡磁场B1的一个或更多个发射线圈。(一个或更多个)发射线圈可以被配置成产生任何合适类型的RF脉冲。例如，发射线圈可以被配置成产生在2015年11月11日提交的题为“Pulse Sequences for Low Field MagneticResonance”的美国专利申请序列No.14/938,430('430申请)中描述的脉冲序列中的任何脉冲序列，'430申请的全部内容通过引用并入本文。

可以以任何合适的方式构造磁性部件120中的每一个。例如，在一些实施方式中，可以使用在2015年9月4日提交的题为“Low-field Magnetic Resonance Imaging Methodsand Apparatus”的美国专利申请序列No.14/845,652('652申请)中描述的技术来制造、构造或生产磁性部件120中的一个或更多个(例如所有)，'652申请的全部内容通过引用并入本文。然而，本文中描述的技术不限于该方面，因为可以使用任何合适的技术来提供磁性部件120。

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，如下面更详细地讨论的，电力管理系统110可以包括一个或更多个电源、梯度功率部件、发射线圈部件和/或提供合适的操作电力以对低场MRI系统100的部件进行激励和操作所需要的任何其他合适的电力电子器件。

如图1所示，电力管理系统100包括电源122、一个或多个功率部件114、发射/接收开关116、以及热管理部件118。电源112包括向MRI系统100的磁性部件提供操作电力的电子器件。例如，电源112可以包括给一个或更多个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。在一些实施方式中，电源112是单极连续波(CW)电源，然而，可以使用任何合适的电源。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。

一个或多个功率部件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)检测的MR信号；一个或更多个RF发射(Tx)功率部件，其被配置成向一个或更多个RF发射线圈(例如线圈126)供电；一个或更多个梯度功率部件，其被配置成向一个或更多个梯度线圈(例如梯度线圈128)供电；以及一个或更多个匀场功率部件，其被配置成向一个或更多个匀场线圈(例如匀场线圈124)供电。

热管理部件118为低场MRI系统100的部件提供冷却，并且可以被配置成通过促进将由低场MRI系统100的一个或更多个部件生成的热能转移远离那些部件来这样做。热管理部件118可以包括但不限于执行基于水或基于空气冷却的部件，其可以与生成热的MRI部件集成或者被布置成靠近MRI部件，所述MRI部件包括但不限于B0线圈、梯度线圈、匀场线圈和/或发射/接收线圈。热管理部件118可以包括任何合适的传热介质，该传热介质包括但不限于空气和液体冷却液(例如，水)，以将热从低场MRI系统100的部件传递走。

如图1所示，MRI系统100包括具有控制电子装置的控制器106(也称为控制台)，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，其用于确定发送到电力管理系统110以按期望的顺序操作磁性部件120的指令。例如，对于其中MRI系统100在低场下操作的实施方式，控制器106可以被配置成控制电力管理系统110以根据如下脉冲序列来操作磁性部件120：零回波时间(ZTE)脉冲序列，平衡稳态自由进动脉冲序列(bSSFP)，梯度回波脉冲序列，自旋回波脉冲序列，反转恢复脉冲序列，动脉自旋标记，扩散加权成像(DWI)和/或特定于低场环境中的操作的任何其他脉冲序列。用于低场MRI的脉冲序列可以应用于不同的对比度类型，例如T1加权和T2加权成像，扩散加权成像，动脉自旋标记(灌注成像)，质子进动(Overhauser)成像等。然而，可以使用任何脉冲序列，因为本方面在这点上不受限制。由于本文提供的公开内容的各方面在这点上不受限制，所以控制器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。

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存储用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：用于根据脉冲序列来操作磁性部件120的一个或更多个参数(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以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中的信息可以存储在一个或更多个非暂态存储介质上。

如图1所示，控制器106还与计算装置104进行交互，计算装置104被编程为处理所接收的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所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数据并生成正被成像的受试者的一个或多个图像的任何电子装置。在一些实施方式中，计算装置104可以是固定式电子装置，如台式计算机、服务器、机架安装的计算机、工作站或者可以被配置成处理MR数据并且生成正被成像的受试者的一个或更多个图像的任何其他合适的固定式电子装置。替选地，计算装置104可以是便携式装置，如智能电话、个人数字助理、膝上型计算机、平板计算机或可以被配置成处理MR数据并且生成正被成像的受试者的一个或更多个图像的任何其他便携式装置。在一些实施方式中，计算设备104可以包括任何合适类型的多个计算设备，因为本文所提供的公开方面在这点上不受限制。用户102可以与计算装置104进行交互，以控制低场MR系统100的各个方面(例如，对系统100编程以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)和/或查看低场MR系统100获得的图像。

图2A和图2B示出了用于B0磁体的示例性双平面几何形状。B0磁体222由磁体222a和222b示意性地示出，磁体222a和222b基本上彼此平行地布置，以无论在哪个方向都生成大体上沿轴线245的B0场(方向被期望提供磁体222a和222b之间的视野(即，磁体之间的其中B0场的均匀性适于MRI的区域))。这种双平面布置允许产生通常“开放”的磁共振成像系统。RF线圈(或多个RF线圈)被示意性地示出为RF线圈226，RF线圈226被布置成大致沿着轴线225(即，RF线圈226的主轴线)生成脉冲振荡磁场，以激发MR响应和检测MR信号。示例性RF线圈226被布置成检测基本上沿着主轴线225定向的MR信号分量(即，MR信号的与线圈主轴线对准的线性偏振分量)。如上所述，低场MRI的相对低的操作频率允许不适合在高场环境中使用的线圈设计。发明人已经开发出提高线圈发射RF脉冲序列和/或检测发射的MR信号的能力的RF线圈设计，其中的一些将在下面进一步详细讨论。发明人还开发了用于使用磁合成根据期望标准来优化RF线圈的一个或多个导体的布置的技术，其中的一些示例也在下面进一步详细描述。

图3A和图3B示出了被配置成在低场MRI系统中发射合适的RF脉冲序列并且检测响应于RF脉冲序列发射的MR信号的射频(RF)头部线圈的若干视图。发射/接收线圈300可以例如对应于图2所示的RF线圈226，并且特别地被配置成获得头部的MR图像。如所示，发射/接收线圈300包括形成为容纳待成像的受试者的头部的基底350。基底可以形成有槽，导体330根据期望的几何形状设置(例如缠绕)在槽中。基底包括容纳头部的头盔部和支承底座，使得患者能够在静止位置舒适地将头部依靠在头盔内。

如所示，导体330以螺旋几何形状围绕基底350缠绕，使得当操作时，线圈产生沿着轴线305的方向的磁场，并且可以检测沿着同一轴线定向的磁场。如此，轴线305对应于由导体330形成的线圈的主轴线。导体330包括形成单通道发射和接收线圈的单个连续线。图3A和图3B中的示例性发射/接收线圈300具有约14米的传导路径。如上所述，高场MRI的高频(例如大于64Mhz)要求RF线圈的传导路径非常短以正确地操作(例如，在厘米量级)。因此，该示例性发射/接收线圈中的导体的长度远远超过由高场MRI体系的高频所施加的限制(一个数量级或更多)。然而，所示的配置未被优化，因此，头部线圈的性能可能是次优的，得到较低质量的图像。

发明人已经开发了用于改善RF线圈功效(例如，改善传送到受试者的RF脉冲和/或改善检测响应于RF脉冲序列发射的MR信号的灵敏度)的线圈配置。因此，可以检测到增加的信号，得到更高的SNR，这是在MR信号与高场MRI相比相对弱的低场MRI中特别重要的因素。发明人还开发了用于确定RF线圈上的导体的总体最优布置(例如配置)以提高得到的线圈在低场环境中检测发射的MR信号和/或发射RF能量的能力的技术。如下面进一步详细讨论的，本文中所述的技术可以应用于关注的任何曲面以提供用于身体组织的任何一个或多个部分(例如，头部、躯干、臂、腿、膝部等)的具有任何期望的几何形状的RF线圈。

图4A示出了根据一些实施方式的确定RF线圈配置的方法。在动作410中，提供RF线圈的模型。术语“模型”在本文中指的是RF线圈的任何数学表示或者从中可以导出RF线圈的表示的表示。例如，RF线圈的模型可以包括诸如三角网格的几何表示或者从几何图元构建的其他表示。另外，模型可以由隐式曲面描述和/或可以包括其他类型的合适的数学表示或其组合。合适的模型通常允许使用该模型执行磁场合成，例如通过使得能够模拟被建模的RF线圈的操作，以合成在模拟的操作下在关注的区域内生成的磁场。模型通常具有一个或更多个参数，所述一个或更多个参数当被设置为给定的一组相应值时，表征模型的特定配置。改变参数中的一个或更多个参数的值会改变模型的配置。可以通过根据给定的标准寻找最优的模型配置(例如，描述模型的一个或更多个参数的集合)来从优化的模型配置导出优化的RF线圈配置，如下面进一步详细讨论的。

在动作420A中，使用RF线圈的模型来确定RF线圈的配置。例如，可以使用模型来执行优化，以确定满足至少一个约束并且当模拟模型的操作时产生满足至少一个标准的磁场的RF线圈的配置。根据一些实施方式，磁场的所述至少一个标准包括磁场均匀性。例如，优化可以被定制成使得识别出当模拟RF线圈的模型时在关注的区域内产生满足均匀性标准(例如，小于指定百分比的非均匀性)的磁场的模型配置。根据一些实施方式，所述至少一个标准包括磁场强度标准。可以使用利于从模型的优化配置确定RF线圈的期望配置的任何合适的标准或标准组合。根据一些实施方式，使用不同的参数来描述模型配置和RF线圈配置。例如，模型配置可以表示具有对应于电流密度的参数的曲面电位，并且RF线圈配置表示导体(例如线)在三维空间中的布置。根据一些实施方式，可以识别(例如，通过根据给定标准确定最优的参数集合)最优模型配置，并且可以根据优化的模型配置来确定RF线圈配置。确定RF线圈配置可以涉及第二优化，但是在其他实施方式中，以其他方式(例如确定最优线圈配置可以涉及多个阶段)确定RF线圈配置。根据一些实施方式，结合优化模型配置来确定最优RF线圈配置。例如，模型配置和RF线圈配置可以被类似地参数化，使得最优RF线圈配置通过根据RF线圈如何建模来优化模型配置而一般地确定。

如上所述，优化可以包括鉴于至少一个约束来寻找满足给定标准的最优参数值。所述至少一个约束可以是利于满足RF线圈的一个或更多个设计规范的配置(模型和/或线圈配置)的任何约束或约束的组合。根据一些实施方式，所述至少一个约束包括RF线圈配置的电阻。例如，优化可以在相对于给定标准确定最优配置时，施加RF线圈配置的最大电阻或者以另外的方式使线圈电阻最小化。根据一些实施方式，所述至少一个约束包括RF线圈的电感。例如，优化可以在相对于给定标准确定最优配置时，施加RF线圈配置的最大电感或者以另外的方式使线圈电感最小化。任何其他约束或约束的组合可以附加地或替代地用于确定线圈配置，其中的一些示例在下面进一步详细描述。

作为执行步骤420A的结果，得到RF线圈的配置。如上所述，线圈配置可以由描述RF线圈的一组参数来限定。根据一些实施方式，RF线圈的配置描述一个或更多个导体的三维几何形状(例如，描述一个或更多个导体在三维空间中如何布置)。例如，该配置可以描述匝或回路的数量以及RF线圈的至少一个导体的匝之间的间隔和/或所述至少一个导体如何布置的任何其他描述。该配置可以是关于RF线圈的一个或更多个导体在关注的曲面上如何布置的任何描述和/或一个或更多个导体的性质和/或属性的任何描述，因为这些方面在这点上不受限制。根据一些实施方式，从通过优化RF线圈模型的一个或更多个参数得到的模型配置来确定线圈配置。例如，RF线圈配置可以包括控制RF线圈的匝数、匝之间的间隔和/或导体(例如线圈中的一个或多个线)的位置等的参数。通常，RF线圈配置的一个或更多个参数至少部分地限定物理导体在物理RF线圈的关注曲面上的分布和/或布置。下面讨论与线圈优化技术的一些示例有关的更多细节。

图4B示出了根据一些实施方式的优化RF线圈配置的方法。在动作410B中，得到RF线圈的模型。可以使用上面结合图2A讨论的任何技术或使用用于提供RF线圈的表示的任何合适的技术来获得或提供模型。

在动作420B中，针对模型的特定配置来模拟被建模的RF线圈的操作。例如，给定特定的模型配置，对通过模拟模型的操作而生成的磁场进行合成。根据一些实施方式，模拟可以涉及通过模拟RF线圈的模型的曲面上的电流来合成在关注区域内的一组点处生成的磁场。在动作422中，将合成的磁场与给定的标准进行比较，以从优化角度(例如其是否满足给定的标准)来评估配置是否令人满意。根据一些实施方式，标准可以采取具有要被最小化或最大化的一个或更多个约束和/或一个或更多个变量的函数的形式。例如，函数的优化可以寻求使关注区域内生成的磁场最大化，同时使RF线圈的电感和/或电阻最小化(或将电感和/或电阻约束成低于相应的规定值)。然而，可以使用考虑任何约束的集合的任何变量的集合，因为本文中所描述的技术不限于与任何特定优化或优化方案一起使用。

特定的线圈设计和设计约束可以至少部分地指示在优化RF线圈的配置时考虑什么因素。可以在RF线圈设计的优化公式中进行评估的非限制性因素(例如，以要被最小化或最大化的变量的形式，或作为约束)包括磁场强度、磁场均匀性、线圈效率/灵敏度、线圈电感、线圈电阻、线长、线厚、线间隔等中的任何一个或其组合。可以对这些因素中的任何一个或其组合的相对重要性进行加权，使得可以得到根据给定设计约束的最优配置。

如果在动作422中确定从模拟具有当前配置的模型的操作而得到的解决方案(例如给定函数的评估)根据预定的指标是最优的，则处理进行到动作460，在动作460，基于模型配置确定RF线圈配置。例如，优化的模型配置可用于确定在操作时将产生与从模型配置模拟的磁场大致类似的磁场的线圈配置。根据一些实施方式，通过至少部分地基于模型配置确定RF线圈的线轮廓，从优化的模型配置确定线圈配置。例如，可以使用轮廓技术(其示例在下面讨论)来确定优化的RF线圈的线轮廓，并且随后如动作470所示可以使用线轮廓来产生实际的物理RF线圈，其另外的方面在下面描述。也就是说，轮廓描述线圈配置，并且可以用作用于布置RF线圈的物理导体的图案。

如果在动作422中确定解决方案根据预定指标不是最优的(例如，不满足给定标准)，则处理进行到动作430，在动作430中，可以修改模型的一个或更多个参数以产生更新的模型配置。在优化模型配置中，处理返回到动作420以使用更新的模型配置来模拟RF线圈的操作，并且处理迭代直到确定出最优配置(例如，控制模型配置的一个或更多个参数的集合根据给定的标准是最优的)。可以根据任何合适的优化方案来选择针对下次迭代更新配置的方式。通过重复动作420、422和430，可以根据由标准表征的某些指标(例如，通过合适函数的优化)来优化RF线圈的模型的配置。从最终的模型配置，可以得到总体最优的RF线圈配置。应当理解，优化模型配置和/或RF线圈配置无需得到全局或绝对的最优解决方案，而仅需要收敛于一些足够“最优”的指标。因此，对于给定的模型和公式，可能有许多“最优”解决方案。

图5示出了根据一些实施方式的在图4中描述的一般方法的示例性实现。在动作510中，使用与要提供RF能量及要检测MR信号的关注区域(例如，低场MRI系统的视野)对应的的曲面三维网格来设置RF线圈的模型。根据一些实施方式，网格包括多个曲面元，所述多个曲面元通过在曲面元的顶点处的节点连接。在图6A和图6B中示出了根据一些实施方式的具有可用作RF线圈模型的基础的三角形曲面元的网格的非限制性示例。具体地，图6A示出了对应于头部线圈的示例性网格600A。网格600A由多个三角形(例如三角形610)形成，所述多个三角形通过与一个或更多个相邻三角形的共享边而连接。每个三角形顶点或节点(例如节点620)由一个或更多个相邻三角形共享，但是可以使用任何合适配置的曲面元来形成网格。在一些实施方式中，网格包括大约1000-4000个三角形，但是应当理解，可以使用任何合适数量的三角形，并且网格中的三角形的数量和/或形状可以至少部分地取决于被建模的曲面。

图6B示出了对应于适于对腿部例如膝部或腿的其他部分进行成像的RF线圈的示例性网格600B。类似于图6A中的网格，期望的曲面被三角化以形成在共享顶点或节点(例如节点620)处互连的多个三角形(例如三角形610)。应当理解，图6A和图6B所示的示例性曲面仅仅是说明性的，并且可以使用任何期望的图元为任意几何形状限定网格。也就是说，可以使用具有任何几何形状(例如，三角形、正方形、六边形、八边形等)的曲面元来在任何曲面上限定网格。还应当理解，使用网格仅仅是可以适用于提供RF线圈的模型的几何表示的一个示例。

诸如图6A和6B所示的网格提供了用于对RF线圈建模的灵活表示，因为可以使用网格来表示任何任意曲面，从而利于针对人体的身体组织的任何期望部分和/或身体组织部分的任意组合进行RF线圈的建模，以产生针对用于人体的任何期望部分而优化的RF线圈，上述人体的身体组织的任何期望部分包括但不限于头部、颈部、躯干、一个或更多个附器或其部分(例如，臂、腿、手、脚或其部分)。

再次参考图5，在动作520中，可以模拟RF线圈的模型的操作。例如，使用图6A和图6B所示的示例性三角形网格600A或600B，可以至少部分地通过围绕网格中每个节点模拟电流回路(例如，通过围绕相邻三角形的共享节点模拟穿过相邻三角形的电流回路)并且计算由关注区域内选定的指定目标点处的相应电流回路生成的磁场，来模拟模型的操作。具体地，可以选择大量目标点(例如在三角形网格内部的100-1000个指定点)，可以在上述目标点处计算由于围绕三角形网格的节点模拟电流回路而得到的磁场。一般来说，目标点以适合表征整个关注区域的磁场的方式选择和分布。关注区域可以例如与成像系统的视野相关联，但是也可以对应于其他关注区域。

根据一些实施方式，在网格中的每个节点处模拟电流回路，并且确定由每个电流回路在每个目标点处生成的结果磁场，以得到关于每个电流回路对各个目标点的影响的信息。例如，以这种方式模拟模型的操作可以用于获得与响应于被模拟的每个相应的电流回路在各个目标点处生成的磁场相对应的数据矩阵。可以转而通过合适的优化算法对该数据进行操作，其示例在下面进一步详细描述。根据一些实施方式，各个电流回路的强度至少部分地形成在优化期间变化的一组参数。也就是说，合适的优化算法选择各个电流回路的强度，以例如使给定函数(例如，通过电流回路对网格曲面进行限定的电位函数)最大化或最小化或其他适当定制的优化以在关注区域中的各个目标点处实现期望的磁场特性。

在使用曲面电流回路模拟RF线圈的操作之后，图5的示例性处理以与上面结合图4的示例性处理所讨论的类似的方式进行。例如，根据一些实施方式，可以通过围绕曲面元的节点(例如，三角形网格的顶点)模拟电流回路以优化对网格的曲面定义的电位函数来执行模型的操作。在这样的示例性优化中，通过图5中所示的动作520、522和530的迭代得到至少部分地通过如下而实现的优化的曲面电位：改变在三角网格上模拟的电流回路的强度直到生成的磁场满足给定标准为止。图7A和图7B分别示出了模型配置705a和705b。在图7A和图7B所示的示例性实施方式中，模型配置部分地由已经使用本文中描述的技术优化后的曲面电位来表征。特别地，图7A和图7B中的阴影描绘了磁标量曲面电位(例如，电流密度的流函数，如下文结合图12所示的示例性优化进一步详细讨论的)，其值在优化期间确定。根据该曲面电位函数，可以确定线圈配置，如下面进一步详细讨论的。在图7A和图7B所示的示例性实施方式中，曲面电位函数对应于曲面上的积分电流密度，其至少部分地通过改变网格中节点处的电流回路的电流强度参数直到对模型配置的模拟已经被优化成满足考虑了一个或更多个约束的给定标准而得到。

在动作560中，可以根据模型配置来确定RF线圈配置。例如，可以将图7A和图7B中所示的模型配置705a和705b(例如电位函数)转换成指示分别用于RF头部线圈和腿部线圈的导体的布置的轮廓。图8A和图8B示出了线圈配置815，其由用于根据图7A所示的模型配置705a确定的头部线圈的导体的轮廓线(例如示例性轮廓线880)来表征。例如，对于图8A和图8B所示的示例性线圈配置，轮廓线被选择成产生优化模型配置的电流密度(即，图7A和图7B中所示的曲面电位函数的微分)。由于线圈配置的轮廓线表示可以由单个导体最终实现的线圈的电流路径(例如，单个导体根据线圈配置的轮廓缠绕以形成多个匝或回路)，因此每个轮廓线具有相同的电流。因此，为了实现由模型配置描述的变化的电流密度，轮廓线的间隔相应地变化。具体地，较高电流密度的区域将产生相互之间间隔更近的轮廓，而较低电流密度的区域将产生间隔更远的轮廓。因此，可以通过模型配置的曲面电位函数找到电位相等的轮廓线(例如，图7A和图7B所示的穿过曲面电位函数的相等标量值的轮廓线)来从模型配置确定线圈配置。以这种方式从模型配置确定线圈配置可以至少部分地使用任何合适的定轮廓或水平设置算法来实现。

图8A示出了覆盖在从其确定轮廓的模型配置上的线圈配置815，并且图8B单独示出了线圈配置815。用于RF线圈的导体的轮廓线被选择成基本上产生在使用优化的模型配置模拟模型时所生成的磁场。以这种方式，可以确定一般最优的线圈配置815。也就是说，由轮廓在空间中的布置表征的示例性线圈配置815限定了根据期望的标准优化的导体图案。如所示，线圈配置815的轮廓具有基本上与身体的纵轴线对准的主轴线825。主轴线825也是示例性参考轴线，线圈配置围绕该轴线形成多个匝。

如图8A和图8B所示，在得到的RF线圈配置中，轮廓之间的间隔(例如，RF线圈的导体中的匝之间的间隔)是不均匀的，其中，轮廓朝着RF线圈配置的基部间隔更近。因此，与图3所示的具有在跨头盔曲面的线圈的导体的匝之间具有基本均匀间隔的基于人类直觉的配置的线圈相比，图8A和图8B所示的优化后的线圈配置在多个轮廓之间具有不均匀的间隔，使得得到的RF线圈在形成RF线圈的导体的多个匝或回路之间将具有不均匀的间隔，该配置提供了单独使用人类直觉或经验性的试错不可能实现的最优解决方案。另外，尽管图3中的线圈配置具有基本上规则的轮廓，但是优化的线圈配置得到多个不规则轮廓。因此，优化产生在单独依靠人类直觉而不可能实现的配置解决方案。图9A和图9B示出了从图7B中示出的模型配置705b确定的优化的RF腿部线圈配置915，线圈配置围绕主轴线925形成多个匝，主轴线925在目标身体组织位于线圈内时基本上与目标身体组织(例如患者的腿部)的纵轴线对准。

然后可以使用RF线圈配置(例如，图8A、图8B、图9A和图9B中所示的示例性线圈配置)来根据所确定的配置产生RF线圈。例如，为了产生RF线圈，RF线圈配置通常需要被传送到支承结构例如用于图8A和图8B所示的头部线圈配置815的要由受试者佩戴的头盔。根据一些实施方式，RF线圈配置用于通过将RF线圈配置的轮廓施加到基底来产生RF线圈，基底又用于将导体的布置固定在RF线圈的曲面上。图10A和图10B示出了头盔1000的几何渲染的不同视图，在基底1050中与在前述的示例性优化期间对于导体计算的位置对应地形成槽(例如槽1080)。例如，可以与从模型配置705a确定的线圈配置815的轮廓对应地来设置槽1080。特别地，线圈配置的轮廓可以映射到支承结构或基底的曲面，以提供施加线圈导体的位置(例如，为线圈导体提供槽的位置)。槽的尺寸(例如槽的宽度和深度)可以选择成容纳用于形成射频线圈的导体。该曲面，一旦被渲染(例如根据曲面网格和优化的线圈配置)，则可以制造(例如使用3D打印机)以快速且成本经济地产生例如用于低场MRI的RF头部线圈的头盔。如图10A所示，提供槽1085以连接与导体的轮廓对应(例如，与从优化模型配置得到的线圈配置的轮廓对应)的槽1080。槽1085允许单个导体围绕基底1150在所设置的槽内缠绕以提供导体的多个匝，如下面进一步详细讨论的。当导体定位在槽内时，如图10A所示，导体将围绕主轴线1025形成多个匝。当患者的头部位于头盔1000内时，主轴线可以与患者身体的纵轴线基本对准地定向。

图11示出了已经施加图9A和图9B中的RF线圈配置915以产生用于腿部线圈的支承件的示例性基底或支承件1100。具体地，支承件1100包括与图9A和图9B所示的示例性RF线圈配置915的轮廓对应地形成在基底1150中的槽(例如槽1180)。支承件1100包括槽1185，其被设置成连接槽1180以利于根据期望的线圈配置以多个匝将导体连续地定位在槽1180内。当导体定位在槽内时，导体将围绕主轴线1125形成多个匝。

一旦产生支承结构(例如，头盔1000、支承件1100或针对特定身体组织配置的其他几何形状)，导体(例如线)可以被施加到结构上(例如，通过将导体定位在槽内)以产生具有优化线圈配置的RF线圈。例如，可以将单个导体定位在槽内(例如，可以将线分别放置在图10和图11中所示的槽1080、槽1180内)以至少部分地产生具有改善的发射/接收特性的RF线圈，槽形成在根据相应RF线圈的几何形状制造的支承结构中。应当理解，可以使用合适的技术将线圈配置应用于支承结构，并且不限于在基底支承结构中设置槽。也就是说，导体可以以任何合适的方式根据期望的线圈配置耦接至支承结构，因为这些方面在这点上不受限制。使用优化的线圈配置产生的RF线圈可能对发射的MR信号呈现增加的灵敏度，从而提高低场MRI系统的SNR。下面将详细讨论使用本文描述的技术制造的RF线圈的另外的示例。

可以制造这种支承结构的便利性利于为特定个体和/或身体的特定部位产生定制的RF线圈。关于为特定个体定制RF线圈，可以使用激光器或其他测距设备和/或通过手动测量例如使用卡尺对正被成像的身体组织的部分的重要尺寸进行测量来获得特定个体的测量值。测量和/或范围数据可以用于创建用于对RF线圈进行建模的曲面(例如，测量数据可以用于渲染与特定患者的关注身体组织的几何形状对应的网格)。然后可以执行本文中描述的优化技术以定位最优RF线圈配置，这转而可以用于产生(例如通过3D打印)用于针对特定患者定制的最优线圈配置的支承件。因此，可以确定优化的线圈配置，并且对于关注的任意几何形状相对快速且高效地产生相应的线圈。

如上所述，RF线圈的设计可能涉及满足特定设计约束和/或要求。根据一些实施方式，评估线圈电感和/或线圈电阻以约束RF线圈配置的优化。如上所述，为了正确地操作，RF发射/接收线圈谐振。因此，电感的增加需要增加与线圈耦合的调谐电路中的电容以实现谐振。增加的电阻由于增加线圈谐振的带宽而影响线圈的质量(Q)因子，使得线圈在激发MR效应方面不太有效，并且在检测发射的MR信号方面较不灵敏。特定系统可以具有规定线圈的电感和/或电阻的设计要求(例如，以实现具有指定Q因子的线圈或匹配指定的调谐电路等)。因此，通过评估线圈电感和/或线圈电阻(例如，通过使其值最小化或给其值设置限制)，可以在给出的指定设计约束下优化RF线圈配置。

根据一些实施方式，使用包括对应于一个或更多个设计约束(例如，线圈电阻、线圈电感、场均匀性等)的附加项的正则化方案。例如，在优化中可以包括线圈电感和/或线圈电阻作为附加项。结合图6所示的示例RF线圈模型，可以针对每个模拟电流回路计算线圈电阻和/或电感。因此，可以产生对应于磁场强度和一个或更多个附加约束例如线圈电阻或电感的数据。例如，可以计算磁场强度矩阵作为第一项，并且可以计算线圈电阻矩阵作为第二项，其中优化操作成在使线圈电阻最小化的同时实现期望的磁场特性。应当理解，在优化中可以包括用于任何期望的约束的附加项。所选的项可以根据需要加权，使得优化产生期望值(例如，根据指定的约束产生最优结果的关于网格的曲面的函数的值)。

应当理解，在优化中可以包括任何数量或类型的约束以满足特定设计的要求。例如，给定的设计可能需要使用给定厚度或宽度的线。为了防止优化选择其中线被放置得彼此过于靠近的配置(例如，在曲面上一个或更多个位置处线(例如导体的匝)之间的间隔小于线的宽度的解决方案)，在优化中可以包括施加形成线圈的一个或多个传导路径的线之间的最小间隔的项。对于具有固定厚度的线导体的设计，可以通过在优化中包括对应于线长的项来实现线圈电阻约束，如下面进一步详细讨论的。

下面结合图12所示的说明性且非限制性处理更详细地描述用于确定RF线圈的配置的方法的示例性实现。应当理解，下面描述的实现仅仅是如何优化RF线圈配置的一个示例，并且可以使用任何其他合适的技术，因为使用RF线圈的模型来确定RF线圈的配置不限于任何特定的实现。在动作1210中，接收要建模的曲面几何形状。如上所述，可以使用任意曲面几何形状以用于根据本文中描述的技术产生RF线圈。在动作1212中，创建曲面几何形状的模型。在该示例性模型中，曲面几何形状可以被认为是在点r′处通过曲面的单位法向量限定的薄的传导曲面S。在S上流动的电流在r′处由电流密度矢量J(r′)表示。当电流密度被约束到曲面S并且是无分散时，可以在曲面S上限定电位函数，流函数。曲面S上的电流密度在从曲面S分出的关注区域V上产生磁场B(r)。产生的磁场B(r)与曲面S上的电流密度之间的关系可以表示为：

可以至少部分地通过求解逆问题来找到曲面S上的将在关注区域V上提供给定的磁场B(r)的电流密度J(r′)来执行优化。为了解决这个逆问题，问题可以离散化。对于曲面S，可以使用由在曲面元的拐角处具有节点的一组平坦三角形曲面元限定的网格(例如，如图6所示)来离散电流密度J(r′)。如上所述，可以替选地使用曲面元的除三角形之外的形状来形成用于离散曲面S的网格。电流密度的流函数ψ(r′)可以被离散为网格中每个节点I_n的一组基函数：

在(2)中，ψ_n(r′)是用于网格的第n节点的流函数基函数。上述针对节点的示例性流函数描述了在曲面S上流动通过网格的共享该节点的所有三角形元的电流回路。可以强制使网格边缘上的节点具有相同的流函数值，以防止电流流入和流出边缘。在逆解决方案中，网格的每个节点处的流函数值用作可以使用本文中描述的技术来优化的自由参数。

然后，该处理进行到动作1214，在动作1214，将关注区域V中的磁场B(r)离散化。可以通过定义位于区域V内的一组目标点来离散磁场。目标点可以具有除曲面S上之外的空间中的任何位置，并且一起定义目标关注区域V。在下面更详细地描述的一些实施方式中，上述一组目标点可以包括对应于期望最大磁场的第一区域的第一目标点和对应于期望最小(例如零)磁场的第二区域的第二目标点。例如，第一目标点可以位于曲面S内部的体积中，而第二目标点可以位于曲面S的外部。包括第二目标点使得能够设计除了优化线圈设计以在要成像的区域例如低场MRI系统的视野中提供期望的磁场之外还提供屏蔽益处的RF线圈。

然后，图12的处理进行到动作1216，在动作1216，通过针对在目标点集合处的期望磁场确定例如由网格的每个节点处的流函数所建模的曲面S上的电流回路的优化值而对模型配置进行优化。除了期望的磁场之外，一些实施方式还包括在优化期间期望被最小化的其他参数，例如线圈中存储的能量(电感)或线圈中的电阻功率耗散。边界条件也可以施加作为优化期间的约束。例如，为了使曲面S上的电流守恒，可以通过一个或更多个约束来施加沿着曲面边缘的所有点的电位相同的条件。例如，为了使图6A所示的头部线圈的曲面的电流守恒，可以在优化中强制电位沿着单个边缘的点相同的条件作为约束。类似地，沿着图6B所示的腿部线圈曲面的任一端上的边缘的点也可以被约束为与沿着相同边缘的其他点的具有相等电位，但是沿着两个边缘的电位允许不同。应当理解，曲面可以由任何数量的单独曲面形成，单独曲面中的每个曲面可以具有任意数量的边缘。使用合适的优化方案来使示例性函数U最小化可以表示如下：

在(3)中，第一项描述了测量的场与目标场之间的差，第二项对电感L_mn进行建模，第三项对线圈电阻R_mn进行建模。可以使用基于正被设计的RF线圈的期望特征确定的正则项α和β来对电感和电阻项进行加权。在一些实施方式中，函数U的最小值可以通过将函数相对于I_n进行微分来识别，以产生可以被合并为矩阵方程的线性方程组：ZI＝b，其中矩阵Z通过微分优化计算，矢量b包含磁场值。然后可以对该矩阵方程求逆以求解I，I包含网格中每个节点n处的流函数值I_n。然后可以将节点流函数值I_n线性组合以重建曲面S上的电流密度的流函数。因此，上述曲面电位函数的优化可以用于确定优化的模型配置，例如，分别在图7A和图7B中示出的优化模型配置705a和705b。然而，应当理解，上述方法仅仅是示例性的，并且可以优化任何函数和约束以获得优化的模型配置，并且其将取决于模型的性质和特性以及设计的要求。

根据一些实施方式，可以将附加的约束添加到优化问题中，包括但不限于要求线(例如，在导体的相邻匝之间)的最小间隔和/或减小线圈导体的总长度(例如线长度)。作为另一示例，在多通道接收线圈(例如用于执行并行MRI)的情况下，可以在优化方案中包括使给定线圈和另一线圈之间的互感最小化的另外的约束(例如，要求或试图将成对线圈间的互感减小到零或令人满意地接近于零的约束)。这样的约束利于在接收操作期间基本上彼此解耦的多个接收线圈阵列的设计。

在优化中引入另外的约束可能使使用简单的求逆法求解上述矩阵方程的能力复杂化或者折衷。因此，一些实施方式使用凸优化法而不是矩阵求逆使函数U最小化例如，可以通过使用均方根(RMS)残差的吉洪诺夫正则化最小化使||B_ψ-b_t||₂+α||ψ||₂最小化来实现线圈设计的优化，其中b_t是目标场且α是正则化参数。在使用凸优化的实施方式中，可以使用任何合适的凸优化求解器，因为本方面在这点上不受限制。应当理解，其他优化法也可以是合适的，包括但不限于梯度下降、遗传算法、粒子群、模拟退火、蒙特卡罗(MonteCarlo)法等。

返回到图12的处理，在确定了用于模型配置的最优解之后，处理可以进行到动作1218，在动作1218，从动作1216输出的电流密度的流函数用于产生线圈配置，例如导体轮廓的表示，该线圈配置当提供电流时产生优化线圈设计的期望磁场。在一些实施方式中，使用定轮廓法来确定用于优化的线圈配置的导体(例如线)在曲面S上的位置。定轮廓可以以任何合适的方式进行。例如，用于近似曲面S的网格的每个元(例如三角形)可以通过线性变换变换到参数(u，v)空间。可以使用元(例如对于三角形元(ψ₁，ψ₂，ψ₃))的拐角处的流函数的值来定义(u，v，ψ)空间中的元中的流函数的平面。该平面与常数ψ平面的交点——表示轮廓水平ψC_n——给出了在该元中的导体路径的方程。这些线在单位元的u和ν限制内的部分是该元的线路径。可以对所有元执行该处理并转换回(x，y，z)空间，得到线圈配置的导体路径。在一些实施方式中，基于一个或更多个物理特性例如如上所述的导体的宽度尺寸(例如，导线的截面直径)在定轮廓期间添加约束以约束解。

一旦用于RF线圈的导体路径已知，则图12的处理进行到动作1220，在动作1220，产生用于RF线圈的支承结构，并且将线圈配置应用于支承结构。在一些实施方式中，可以使用三维(3D)打印机或其他合适的装置来产生用于如上所述的优化的RF线圈设计的支承结构。支承结构可以包括与从确定RF线圈的配置得到的导体路径(例如，上述由对优化的流函数值定轮廓得到的导体路径)的位置对应的一个或更多个通道、槽或管道。也就是说，线圈配置可以用于确定被配置成根据线圈配置容纳线圈导体的槽的位置。支承结构可以以其他方式提供，以利于根据通过优化确定的RF线圈配置来施加一个或更多个导体。然后，处理进行到动作1222，在动作1222，沿着支承结构上的路径设置一个或多个导体(例如线)，以基于优化的配置创建RF线圈。然后可以将合适的谐振电路耦合到线圈，以产生最优地配置成用于执行发射和/或接收的RF线圈例如作为低场MRI系统的一部分。特别地，线圈可以被调谐以在低场体系中以目标频率谐振。

如上所述，在低场环境中，相对低的发射频率允许导体的长度相对于高场体系中的导体长度显著增加。例如，应用于图10A和图10B所示的支承结构的示例性RF线圈配置中示出的导体路径的长度约为4米，这超过高场环境中的最大长度限制一个数量级或更多。根据一些实施方式，导体长度大于1米、大于2米、大于4米、大于7米、大于10米等。因此，根据期望标准最优地操作的发射/接收线圈可以相对简单且成本经济地设计和生产，并且可以以相对高的效率操作。

除了通过增加的导体长度提供的设计的灵活性之外，该约束的实质上的放宽使得可以使用单个导体以多匝缠绕、使用合适的规格的单股线或多股线例如利兹线(Litzwire)来形成RF线圈。例如，图10A和图10B所示的配置包括用于导体的20个匝或回路。然而，可以通过优化来选择或确定任何匝数，并且匝数可以取决于线圈的几何形状及其期望的操作特性。一般而言，增加线圈导体的匝数或回路数会增加线圈的灵敏度。然而，发明人认识到，在某种程度上，增加匝数实际上会降低RF线圈的性能。特别地，包括多个匝或回路的线圈将在没有被调谐的情况下谐振(自谐振)，至少部分地是由于由线圈中的多个匝或回路之间的导体的关系而产生的寄生电容。自谐振的效应是降低了线圈的Q因子并降低其性能。当自谐振接近RF线圈被调谐成谐振的频率(即，对应于MRI系统的B0场的强度的线圈的目标谐振频率)时，该效应可能是特别不利的。因为自谐振的频率随着匝数的增加而减小，所以这种现象可以在线圈性能令人不满意地降低之前对导体的匝数施加有效限制。根据一些实施方式，线圈的导体的匝数被限制成确保自谐振的频率是RF线圈被调谐到的目标谐振频率的至少两倍。根据一些实施方式，线圈的导体的匝数被限制成确保自谐振的频率是RF线圈被调谐到的目标谐振频率的至少三倍，并且根据其他实施方式，线圈的导体的匝数被限制成确保自谐振的频率是目标谐振频率的至少五倍。

确保自谐振频率远离目标谐振频率期望距离所需的对匝数的限制取决于许多因素，包括线圈的几何形状和尺寸(例如，与腿部线圈的几何形状相比，实现自谐振频率与目标谐振频率的相同分离，头部线圈的几何形状可能导致不同的限制)和所使用的导体的类型(例如，线的规格、线是单股还是多股等)。应当理解，可以根据对线圈的要求将匝数的限制选择为任何数量，包括不限制线圈的导体的匝数。

发明人已经开发了提高线圈在发射RF脉冲和/或检测作为响应发射的MR信号的功效的发射/接收线圈配置。如上所述，前述示例性线圈被配置成检测MR信号的沿着线圈的主轴线(例如，图13A所示的轴线1325)定向的线性偏振分量。然而，例如在图13A所示的配置下发射的圆偏振MR信号也包括在轴线1335(垂直图的平面)所示的正交方向上定向的线性偏振分量，该线性偏振分量不通过前述示例性线圈检测。例如，如图13C和图13D所示，前述示例性头部线圈和示例性腿部/膝部线圈配置被配置成检测沿轴线1325定向的MR信号分量，而不检测沿着轴线1335定向的MR信号分量。图13B示出了B0磁体1324，其具有与图13A所示的平面B0磁体相同坐标系中定向的圆柱形几何形状。例如，B0磁体可以是产生沿着轴线1325的B0磁场的螺线管电磁体。因此，由于线圈配置的主轴线与B0场对准，所以在这种配置中通常不能使用图13C和图13D所示的示例性线圈配置。发明人已经意识到，RF线圈可以被配置成检测沿着轴线1335和/或轴线1345定向的MR信号分量，并且这种配置可以但不一定使用与前述相同的技术进行优化。因此，RF线圈可以被配置成通过将RF线圈配置成具有相对于B0场的方向适当定向的主轴线来使用任何B0磁体几何形状(例如，平面、圆柱形、螺线管等)来检测MR信号。

作为说明，图14A和图14B示出了示例性模型配置1405和从模型配置1405确定的RF线圈配置1415，其适于(例如，优化成)检测沿着头部线圈的主轴线1435定向的MR信号分量，并且图15A和图15B示出了示例性模型配置1505和从模型配置1505确定的RF线圈配置1515，其适于(例如，优化成)检测沿腿部/膝部线圈的主轴线1535的MR信号分量。主轴线1435和主轴线1535也对应于示例性参考轴线(应当理解，存在多个参考轴线)，相应的配置围绕该轴线形成多个匝。如所示，当目标身体组织位于相应线圈内时，主轴线1435和主轴线1535基本上正交于目标身体组织的纵轴线。

如图14B和图15B所示，主轴线1435和1535分别与轴线1445和1545正交，B0场例如由双平面B0磁体生成的B0场可以沿着轴线1445和1545定向。同样，如图14B和图15B所示，主轴线1435和1535分别与轴线1425和1525正交，B0场例如由螺线管B0磁体生成的B0场可以沿着轴线1425和1525定向。因此，线圈配置1415和1515可以用于产生在多个B0磁体几何形状下发射RF脉冲和/或检测MR信号的线圈。以与上述类似或相同的方式，然后可以通过以下步骤将示例性RF线圈配置1415和1515应用于支承基底：根据相应的线圈配置产生用于容纳线圈的导体的槽或其他结构(例如分别在图16A和16B中示出的示例性头部线圈基底1650a和腿部线圈基底1650b)并且以由线圈配置描述的布置(例如分别为示例性线圈配置1415和1515的轮廓)将导体(例如线)放置在槽内或以其他方式将导体固定至基底，从而围绕也与相应线圈的主轴线相对应的示例性参考轴线1635a和1635b形成多个匝。

图17示出了用于例如获得患者的脑部的一个或更多个图像的示例性头部线圈，其中，导体被放置在形成在被配置成容纳人的头部的为头盔形式的支承基底中的槽内。特别地，头部线圈1700包括基底1750，基底1750具有根据期望的线圈配置布置的槽或通道1780，导体1725被放置在所述槽或通道1780中以形成线圈的多个匝或回路(例如示出的匝1727)。槽1785被设置成连接槽1780，使得导体1725可以根据期望的线圈配置围绕支承基底从一个轮廓或回路向下一个缠绕。示例性头部线圈1700包括由线圈配置的导体回路围绕主轴线和示例性参考轴线1735形成的20匝(每个半球上10匝)。如上所述，在低场环境下可以使用相对长的导体长度，这使得单个导体能够根据期望的线圈配置围绕关注曲面缠绕。应当理解，根据一些实施方式，使用可能彼此无关的或连接在一起的多个导体来应用线圈配置。根据一些实施方式，导体1725由合适的规格线形成。例如，导体1725可以是单股线或者可以是多股线例如利兹线。应当理解，导体1725可以是任何适当的导体，因为本方面不限于使用任何特定类型的导体。

如前面所讨论的，发明人认识到可以结合使用多个线圈配置来提高RF线圈的SNR。例如，可以使用配置成具有不同主轴线的一对线圈来获得MR信号的双重测量。根据一些实施方式，RF发射/接收部件被设置成包括被配置成分别具有正交或基本正交的主轴线的第一线圈和第二线圈，以提高RF部件的SNR。例如，适于检测沿图13B所示的示例性线圈配置的主轴线1325定向的MR信号分量的示例性头部线圈配置和适于检测沿图14B所示的示例性线圈配置的主轴线1435定向的MR信号分量的示例性头部线圈配置二者可以一起用于检测沿这两个主轴线定向的MR信号分量。如下面进一步详细讨论的，通过使用这样的双线圈布置，可以提高MR信号检测的SNR。

作为示例，图18A和图18B示出了根据一些实施方式的可以进行组合以提供能够检测沿多个轴线定向的MR信号分量的头部线圈的线圈配置。特别地，18A示出了被布置成检测基本上沿主轴线1825定向的MR信号分量的示例性线圈配置1815a，并且18B示出了被布置成检测基本上沿与主轴线1825正交的主轴线1835定向的MR信号分量的示例性线圈配置1815b。图18C示出了由对线圈配置1815a和1815b进行组合而产生的多线圈配置1815c，多线圈配置1815c被布置成检测基本上沿主轴线1825和1835定向的MR信号分量。

作为又一示例，图19A和图19B分别示出了被配置成检测沿正交主轴线1925和1935定向的MR信号分量的示例性线圈配置1915a和1915b，示例性线圈配置1915a和1915b可以进行组合以形成图19C所示的线圈配置1915c，从而提供被布置成检测沿多个正交轴线定向的MR信号分量的多线圈配置。通过将多个线圈配置成检测沿基本正交的轴线定向的MR信号分量，可以最优地避免线圈之间的感应耦合。根据一些实施方式，使用配置有彼此正交的主轴线的双线圈可以将MR信号检测的SNR提升二的平方根。特别地，双线圈中的每一个可以获得对相位偏移90°的同一MR信号的独立测量，得到二的平方根的SNR提高。

在图18C和图19C所示的示例线圈配置中，双线圈配置被定向成彼此基本正交并且与B0场正交。也就是说，双线圈的主轴线彼此正交并且与对准B0场的轴线1845、1945正交。然而，发明人认识到还可以使用其他布置。例如，图20示出了用于示例性头部线圈的组合线圈配置2015c，组合线圈配置2015c包括：线圈配置2015a，其具有被布置成检测沿轴线2025大致定向的MR信号分量的导体；以及线圈配置2015b，其具有被布置成检测沿轴线2035大致定向的MR信号分量的导体。在图20所示的示例配置中，轴线2025和2035彼此正交并且相对于轴线2045a和2045b成45°，其中，可以例如由低场MRI设备在轴线2045a和2045b的方向上生成可能的B0场。应当理解，其他配置也是可能的，因为本方面在这点上不受限制。例如，多个线圈可以配置成检测沿不正交的方向上的MR信号。然而，在这种情况下，应注意产生具有适当低的互感的线圈配置。如下面进一步详细讨论的，发明人认识到可以使用本文中描述的优化技术来确定使线圈之间的互感最小化的线圈配置。以该方式，可以使用彼此不具有正交关系的多个线圈。

为了应用多个线圈配置(例如示例性线圈配置1815c、1915c、2015c等)以提供包括多个线圈(例如一对正交线圈)的RF发射/接收部件，发明人意识到形成相应配置的线圈的导体可以彼此偏移。为了使围绕关注区域布置的一对线圈分开，线圈的导体可以相对于关注区域彼此偏移。例如，第一线圈的导体可以围绕关注区域布置，并且第二线圈的导体可以在进一步远离于关注区域的距离处围绕关注区域布置。根据一些实施方式，支承结构包括：内基底层，其具有围绕关注区域的施加第一线圈的曲面；以及外基底层，其具有围绕关注区域的施加第二线圈的曲面。内基底层和外基底层可以例如沿与施加线圈的基底曲面的法线方向彼此偏移。在这方面，外基底层相对于关注区域设置在内基底层的上方。下面进一步详细描述双线圈射频部件的一些非限制示例，该双线圈射频部件具有被设置在支承结构的第一基底层中的第一线圈和被设置在支承结构的从第一基底层偏移的第二基底层中的第二线圈。然而，应当理解，可以以其他方式施加多个线圈，因为本方面在这点上不受限制。

作为双线圈射频部件的示例，图21示出了头盔2100，其中一对线圈配置被应用于头盔的相应基底层。特别地，线圈配置2115a(例如与图18A所示的线圈配置1815a相似或相同的线圈配置)经由槽应用于头盔2100的支承结构的外基底层2155a，所述槽适于容纳根据相应的线圈配置布置的线圈导体。基底层2155a被示出在图21中，其中，半球之一被移除以示出下方的内基底层。在这方面，线圈配置2115b(例如与图18B所示的线圈配置1815b相似或相同的线圈配置)经由槽应用于头盔2100的支承结构的内基底层2155b，所述槽适于容纳根据相应的线圈配置布置的线圈导体。如图21所示，外基底层2155a从内基底层2155b偏移的方向与基底曲面垂直，在该说明性示例中，外基底层2155a与内基底层2155b交叠。

如由示例性头盔2100所示，内基底层和外基底层围绕头盔内的关注区域形成相应的曲面。当头盔由患者佩戴并在MRI系统的适当的B0场内操作时，关注区域将包括MRI系统的视野(即具有足够的均匀性来执行MRI的B0场的区域)。因此，图21所示的示例性基底层2155a和2155b相对于关注区域彼此偏移，其中，与内基底层2155b相比，外基底层2155a远离于关注区域布置。因此，当在MRI系统的适当的B0场内操作时，被敷设至外基底层2155a的线圈将比被敷设于内基底层2155b的线圈进一步远离视野。当导体被放置在基底层2155a的槽内时，导体围绕主轴线2125(例如与身体的纵向轴线对准)形成多个匝，并且当导体被放置在基底层2155b的槽内时，导体围绕主轴线2135(例如与身体的纵向轴线基本正交)形成多个匝。

当以紧靠的方式布置时，设置在单独的层中的线圈可能呈现电容耦合。可以通过沿支承结构的曲面的法线方向增加不同层中的线圈之间的距离来减小或避免设置在单独层中的线圈之间的电容耦合。例如，通过沿曲面法线方向增加外层中的线圈的偏移，可以减小或消除电容耦合。然而，增加的偏移通常也会由于距关注区域的距离增加而降低外层中的线圈的灵敏度，因此可以适当地和/或根据期望选择偏移以适当地平衡电容耦合和线圈灵敏度。替选地或另外，可以包括去耦网络以减少或消除设置在单独层中的线圈之间的电容耦合。

在图21中，可以设置开口或狭槽2175，以利于外层2155a的半球的连接和/或容纳线圈导体的末端，当位于槽内时，利于连接至操作RF头部线圈的发射和/或接收电路系统。以该方式，可以将多个线圈配置应用于支承结构以产生具有提高的SNR的RF头部线圈。

图22A和图22B示出了用于将多个线圈配置应用于头盔2200的支承结构的替选技术。在图22A中，线圈配置2215a(例如与图18A所示的线圈配置1815a相似或相同的线圈配置)经由槽应用于头盔2200的支承结构的内基底层2255a，所述槽适于容纳线圈和根据相应的线圈配置放置导体。图22B示出了外基底层2255b被移除以示出图22A的内基底层2255a以及示出被应用至外基底层2255b的内表面的线圈配置2215b的半球。特别地，线圈配置2215b(例如与图18B所示的线圈配置1815b相似或相同的线圈配置)经由槽应用于外层2255b的内侧(例如在外层的凹侧上)，所述槽适于容纳和根据相应的线圈配置放置线圈导体。开口2275被配置成容纳用于连接至发射和/或接收电路系统的导体端子，并且还可以适于附接外层2255b的两个部分。应当理解，线圈配置可以应用于图21和图22中的内层或外层，并且所示的布置选择仅仅用于说明。此外，应当理解，线圈配置可以应用于内基底层或外基底层的凹侧或凸侧，并且所示的布置被示出以说明线圈配置可以应用于基底曲面的任一侧。

图23A和图23B示出了RF头部线圈2300，RF头部线圈2300包括：第一RF线圈2310a，其由根据第一配置布置的导体2327a形成(例如通过根据图22所示的配置2215a将导体2327a放置在图案化在内层中的槽内)；以及第二RF线圈2310b，其由根据第二配置布置的导体2327b形成(例如通过根据图22所示的配置2215b将导体2327b放置在图案化在外层中的槽内)，如图23A所示。图23B示出了导体2327a和2327b的末端，其从头部线圈2300的支承结构中的开口出来以用于连接至发射和/或接收电路系统，使得RF头部线圈可以被操作例如以获得一个或更多个MRI图像(例如患者脑部的一个或更多个图像)。例如，RF头部线圈2300可以连接至低场MRI系统以获取具有提高的SNR的MR信号，从而提高所获取的图像的质量。

应当理解，通过根据期望的配置设置槽、通道或管道来提供用于RF线圈的导体仅是产生RF线圈的一个示例，这可能适于例如当使用3D打印或类似的技术来产生支承结构的情况。然而，可以使用任何方法或技术来根据期望的配置设置导体以产生RF线圈。例如，可以以成型工艺或其他制造工艺将一个或更多个导体封装在支承结构材料中，或者可以以其他方式例如通过紧固件、粘合剂等将一个或更多个导体固定至支承结构。可以使用用于根据期望的配置设置导体的任何合适的技术，因为本方面在这点上不受限制。

图24示出了应用成对的线圈配置的腿部线圈的支承结构2400。特别地，线圈配置2415a(例如与图19A所示的线圈配置1915a相似或相同的线圈配置)经由槽应用于支承结构2400的外层2455a，所述槽适于根据相应的线圈配置来容纳和固定线圈导体位置。线圈配置2415b(例如与图19B所示的线圈配置1915b相似或相同的线圈配置)经由槽应用于支承结构2400的内层2455b，所述槽适于根据相应的线圈配置来容纳和固定线圈导体位置。结构2475提供了对导体的末端进行排布的机构，一旦放置在线圈配置的槽内，用于连接至发射和/或接收电路以操作RF线圈。以该方式，可以将多个线圈配置应用于支承结构以产生具有提高的SNR的RF腿部线圈。

图25示出了适用于腿部的示例性RF线圈2500，RF线圈2500包括：第一RF线圈2510a，其由根据第一配置布置(例如通过根据图19A所示的配置1915a将导体2527a放置在外层中)围绕示例性参考轴线2525(例如与位于线圈内的腿部的纵向轴线基本对准的主轴线)形成多个匝的导体2527a形成；以及第二RF线圈2510b，其由根据第二配置布置(例如通过根据图19B所示的配置1915b将导体2527b放置在内层中)围绕示例性参考轴线2535(例如与位于线圈内的腿部的纵向轴线基本正交的主轴线)形成多个匝的导体2527b形成。RF线圈2500可以作为低场MRI系统的一部分用于获得腿部的一部分的一个或更多个图像，例如的膝部的一个或更多个图像。连接器2575对导体2527a和2527b的末端进行排布，并且提供将导体电连接至例如低场MRI系统的发射和/或接收电路系统的连接。应当理解，上述技术可以用于针对身体组织的任何部分产生RF线圈，并且所描绘的示例性头部线圈和腿部线圈仅仅是用于说明由发明人开发并且在本文中讨论的方法和装置的示例。

在具有包括多个线圈的射频部件的实施方式中，可以使用线圈中的一个或两个来将RF脉冲发送到关注区域以引起MR响应。例如，在一些实施方式中，使用多个线圈中的仅一个作为发射线圈并且使用多个线圈中的每一个作为接收线圈。根据一些实施方式，使用多个线圈中的每一个作为发射线圈和接收线圈。因此，可以在任何布置中使用多个线圈来提供磁共振成像系统例如低场MRI系统的发射/接收部件。

在包括多个线圈的实施方式(例如使用为正交关系的成对的线圈的RF发射/接收部件，如由图23和图25所示的示例性RF线圈2300和2500所示出的)中，MR信号将在多个线圈中的每一个中产生电信号。可以以任何数量的方式对这些信号进行组合以提高SNR。例如，可以在模拟或数字域中对电信号进行组合。在模拟域中，在多个线圈中的每一个中产生的电信号可以适当地相移和组合。例如，使用上述示例性线圈，根据相应的MR信号在每一对线圈中产生的电信号将由于各个配置的正交性而具有的90°相差。因此，线圈中的一个线圈的电信号可以相移90°并与由另一线圈产生的电信号组合以获得具有增加的SNR的组合信号。在数字域中，可以通过单独的信道获得MR信号(例如可以从线圈中的每一个获得单独的信号)并且对MR信号进行数字化。然后，可以通过使数字化信号相移来在数字域中对数字化信号进行数字处理和组合。获得单独的信号并且在数字域中对其进行处理的一个优点是能够在组合单独的信号之前对其进行噪声校正。然而，可以以任何合适的方式对由多个线圈所检测的MR信号分量进行组合和处理，因为本方面在这点上不受限制。

如上所述，可以使用前述技术来优化包括多个线圈的射频部件的线圈配置，例如使用磁合成来确定相对于一个或更多个参数通常最优的线圈配置。根据一些实施方式，可以包括多个线圈之间的互感作为优化方案中用于最小化线圈之间的互感的项。互感项在以下实施方式中可能是特别有益的，其中线圈配置不是相互正交定向(例如具有不相互正交的主轴线的线圈配置)，这是由于设计或者因为正交性无法达到期望的程度。最小化(或消除)线圈之间的互感利于射频部件具有改善的SNR和/或灵敏度，从而提高MR信号检测的质量。

低场MRI系统可以包括在根据前述的技术中的任何一种或其组合提供的射频部件，以利于在低场获取临床上有用的图像。例如，低场MRI系统可以包括：B0磁体122，其被配置成产生低场B0磁场；以及发射/接收部件125，其可以使用本文所描述的技术中的任何一种或其组合被优化以增加灵敏度和/或配置成改善MR信号检测的SNR，以利于获取身体组织的一个或多个期望部分的临床上有用的图像。

发明人还意识到，线圈可以被操作成使得线圈在MRI系统中产生多于一种类型的磁场。例如，发明人开发了的以下系统：驱动具有多功能能力的一个或更多个线圈以生成一个或更多个梯度磁场以及生成和/或接收一个或更多个RF磁场。根据一些实施方式，多功能线圈被配置成：作为至少一个发射/接收线圈和至少一个梯度线圈来操作。发明人还认识到可以使用本文描述的优化技术来优化这样的多功能线圈的配置。下面提供多功能线圈的设计和优化的其他细节。

图26A示出了根据一些实施方式的被配置用于产生被操作以生成多种类型的磁场的多功能线圈的系统。图26A示意性描绘的示例性系统包括控制器2675，控制器2675耦接至线圈2600以使得线圈生成至少梯度磁场和RF磁场。根据一些实施方式，控制器2675包括梯度放大器2620，梯度放大器2620经由低通滤波器2630耦接至线圈2600。在操作中，控制台2685可以发出梯度命令输入2610以使梯度放大器2620根据期望的脉冲序列(例如被设计成获取用于产生一个或更多个图像的MR数据的脉冲序列)驱动线圈2600以产生一个或更多个梯度场。以这种方式，线圈2600可以例如在低场MRI系统中作为梯度线圈(例如Gx、Gy等)来操作。

控制器2675还包括RF放大器2650，RF放大器2650经由高通滤波器2640耦接至线圈2600。控制台2685还可以发出RF命令输入2660以使RF放大器2650根据期望的脉冲序列驱动线圈2600产生RF磁场。通过这样做，线圈2600还可以作为RF线圈来操作。根据一些实施方式，控制器2675还可以使用线圈2600来检测响应于由线圈2600生成的RF磁场发射的MR信号，使得线圈2600可以作为发射线圈和RF接收线圈来操作。例如，26B示出了由控制器2675驱动的多功能线圈2600，其中，控制器2675具有发送路径2680和接收路径2690二者，以使得能够使用多功能线圈2600作为发射线圈和接收线圈二者。T/R开关2687在发送路径2680和接收路径2690之间切换以允许选择性地操作多功能线圈以产生RF磁场和检测响应于RF发射周期发射的MR信号。

应当理解，线圈2600可以在将线圈2600作为RF发射线圈来操作的情况或在不将线圈2600作为RF发射线圈来操作的情况下用作RF接收线圈，而且，线圈2600可以在将线圈2600作为RF接收线圈来操作的情况或在不将线圈2600作为RF接收线圈来操作的情况下用作RF发射线圈。因此，控制器2675被配置成将线圈2600作为梯度线圈和RF线圈两者来操作，使得线圈2600可以在诸如低场MRI系统的MRI系统中提供多种功能。应当理解，图26A和图26B所示的控制器仅仅是示例性的，并且可以包括另外的部件和/或可以排除所示出的部件中的一个或更多个部件，因为用于实现多功能线圈的合适的控制器可以包括被配置成使线圈生成多种类型的磁场的任何部件组合。

根据一些实施方式，多功能线圈(例如线圈2600)作为Gx梯度线圈及作为RF发射/接收线圈来操作。根据一些实施方式，多功能线圈作为Gy梯度线圈及作为RF发射/接收线圈来操作。应当理解，在MRI系统中可以使用多于一个多功能线圈。例如，根据一些实施方式，第一多功能线圈被配置成作为Gx梯度线圈来操作并且第二多功能线圈被配置成作为Gy梯度线圈来操作，其中，第一多功能线圈和第二多功能线圈二者也作为RF发射/接收线圈来操作。以这种方式操作的多个多功能线圈可以用于实现可用于提高SNR、减少采集时间或两者的多个发射/接收信道。例如，可以对从多个接收线圈获得的MR数据进行组合以增加SNR。当Gx梯度线圈和Gy梯度线圈二者也用作接收线圈时，各个接收信道之间将存在90度的相位差(即，因为Gx梯度线圈和Gy梯度线圈彼此基本正交，而且与B0磁场基本正交)。可以利用这种正交关系使SNR提升二的平方根之多。替选地或除了增加SNR之外，多个发射/接收线圈可以用于执行并行MR以减少获得用于生成一个或更多个图像的MR数据所需的采集时间。

图27示出了用于结合梯度线圈组的特定配置来提供多功能线圈的系统。应当理解，虽然图27所示的梯度线圈组被标记为Gx梯度线圈组，但是这不是限制，因为相同的技术可以同样应用于Gy梯度线圈组。在图27中，梯度线圈组被配置为线圈对，其中，每个对具有以相反极性或者使用180度同轴线移相器电路连接的线圈，使得它们以180度的相差驱动。在图27中，示例性控制器2775被配置成使用也作为RF线圈来操作的梯度线圈组来发射和/或接收RF磁场。根据一些实施方式，梯度线圈组作为单个RF线圈来操作。实现这一点的一种技术是通过除了每个高通滤波器之外还将相应的平衡-不平衡变换器耦接至1：4RF分离器/组合器而将梯度线圈组当作单个连续线圈。以该方式，图27中所示配置的梯度线圈组也可以作为发射和/或接收线圈来驱动。替选地，可以通过使用相应的RF放大器和高通滤波器驱动每个线圈而将梯度线圈组中的每个线圈从RF视角单独处理，使得梯度线圈组可以作为四个单独的发射和/或接收线圈来操作。

发明人意识到，多功能线圈技术可以促进成本降低和/或尺寸减小的低场MRI系统。例如，本文描述的技术可以应用于'652申请的图22A-C所示的用于对头部进行成像的低场MRI系统。这些系统包括被配置成容纳被成像的人的头部的头部部件(例如头盔)。头部部件可以在其中并入低场MRI系统的一个或更多个线圈(例如B0磁体、一个或更多个梯度线圈、一个或更多个发射/接收线圈等)。发明人认识到，可以通过被配置为并入或容纳在头部部件中的产生至少两种类型的磁场的至少一个线圈(即头部部件可容纳一个或更多个多功能线圈)来产生所示的头部成像系统。根据一些实施方式，头部部件包括被配置成发射和/或接收RF磁场以及生成至少一个梯度磁场的线圈。如前所述，这样的多功能线圈可以通过将控制器耦接至多功能线圈以将线圈作为RF线圈和梯度线圈二者操作来实现(例如，通过将第一放大器和高通滤波器耦接至线圈以驱动线圈来生成和/或接收RF磁场，并将第二放大器和低通滤波器耦接至线圈以驱动线圈来生成至少一个梯度磁场)。以该方式，可以使用一个或更多个多功能线圈来根据期望的脉冲序列生成发射RF脉冲和梯度脉冲二者，并且检测作为响应发射的MR信号。

通过使用上述技术来实现多功能线圈，可以降低所得系统的成本，这是因为可以使用单个线圈来产生多于一种类型的用于MRI系统的磁场。此外，多功能线圈可以减小系统的占地面积和/或利于可用于并入系统的磁性元件的空间受限(例如在上述头部成像系统中)的设计。上述一些实施方式的另一益处涉及使用MRI系统的梯度线圈来实现多个发射和/或接收信道的能力。

发明人意识到，可以使用本文描述的优化技术来总体优化多功能线圈的配置。如上所述，优化可以被公式化成确定满足一个或更多个约束并且在模拟时产生满足一个或更多个标准的磁场的线圈配置。通过将优化公式化成包括用于梯度线圈和RF线圈二者的正则化项，可以确定能够产生满足指定标准的梯度磁场和RF磁场二者的线圈配置。因此，本文描述的优化技术可以应用于产生单功能和多功能线圈等。

2015年9月4日提交的题为“Noise Suppression Methods and Apparatus”的美国专利申请No.14/845949(‘949申请)除了其他主题之外还描述了用于使用辅助传感器以利于表征低场MRI系统的噪声环境从而抑制由一个或更多个RF接收线圈接收的噪声的技术，该申请的全部内容通过引用并入本文。‘949申请中描述的技术允许在屏蔽室外操作磁共振成像系统(例如低场MRI系统)，这利于产生可在任意环境中操作的MRI系统，使得MRI可以用于常规MRI无法满足的许多场景。‘949申请中描述的任何噪声消除技术可以结合本文所述的线圈配置来使用。此外，发明人意识到本文描述的优化技术还可以应用于确定用于噪声抑制的一个或更多个辅助传感器(例如辅助线圈)的最优配置。特别地，可以将与辅助线圈的期望操作相对应的一个或更多个标准和/或一个或更多个约束并入到前述优化方案中，以确定辅助线圈的线圈配置。如‘949申请中进一步讨论的，一些实施方式包括使用RF线圈作为辅助线圈和作为主线圈二者，并且在这方面，代表多功能线圈的另一示例。本文描述的优化技术也可以用于确定被配置为同时作为主线圈和辅助线圈二者或另外作为梯度线圈操作的多功能线圈的配置。

如上所述，可以使用本文描述的优化技术来优化设置在适于容纳患者头部的头盔的曲面上的头部线圈的配置。发明人意识到可以将一个或更多个辅助线圈放置在头盔上或靠近头盔以利于噪声抑制。例如，头部线圈可以被配置成最优地检测从在位于头盔内的视野中的患者发射的MR信号。一个或更多个辅助线圈可以靠近头盔(或在头盔上)放置使得其响应于噪声环境而不响应于从视野发射的MR信号。来自一个或更多个辅助线圈的噪声信号可以用于例如使用‘949申请中描述的任何技术抑制由头部线圈检测到的MR信号中的噪声。

如上所述，并且在‘949申请中详细地描述的，可以使用一个或更多个辅助线圈来检测噪声环境而不检测从MRI系统的视野发射的MR信号。这通常通过以下来实现：将一个或更多个辅助线圈靠近主线圈(例如MRI系统的主接收线圈)放置，使得辅助线圈响应于尽可能与主线圈类似的噪声环境，但是被定位在发射的MR信号的检测范围之外，使得辅助线圈不响应发射的MR信号。以该方式，一个或更多个辅助线圈表征与主线圈基本相同的噪声环境，但不对MR信号作出响应，使得由一个或更多个辅助线圈表征的噪声环境可以用于抑制由主线圈检测的噪声。然而，当以这种方式彼此靠近地定位时，主线圈和辅助线圈可能会电感耦合，使得一个或更多个辅助线圈由于与主线圈的感应耦合而对从视野发射的MR信号作出响应，即使辅助线圈在MR信号的范围之外。由于辅助线圈响应也包括MR信号内容，所描述的噪声抑制技术将用于抑制由主线圈检测到的MR信号内容，从而降低SNR，而非所预期的增加SNR。

发明人意识到，可以使用本文所描述的优化技术来生成减少或消除与主线圈的感应耦合的辅助线圈的配置。使用该技术，辅助线圈可以靠近主线圈定位，同时避免了不利的感应耦合。根据一些实施方式，可以对一个或更多个辅助线圈的配置进行优化，以减少或消除与主线圈的感应耦合。例如，优化方案可以包括：限定辅助线圈对噪声敏感的区域的一个或更多个项，该区域排除了可以直接检测MR信号的区域；以及用于最小化一个或更多个辅助线圈和主线圈之间的感应耦合的一个或更多个项(例如使得所得到的配置当结合主线圈操作时抑制或消除线圈之间的互感的一个或更多个项)。根据一些实施方式，可以一起优化主线圈和一个或更多个辅助线圈的配置，使得所得到的主线圈相对于接收线圈操作的指定标准具有通常最优性能，并且所得到的一个或更多个辅助线圈在与主线圈具有最小感应耦合或没有感应耦合的情况下操作。

应当理解，本文描述的技术可以应用于确定针对人体身体组织的任何部分优化的线圈配置，并且所示出的头部线圈仅仅是示例性的。特别地，本文描述的优化技术相对于其上线圈配置被优化的特定曲面是不限制的。因此，本文描述的技术可以应用于可被建模的任何曲面。例如，使用三角形网格对曲面进行建模，实际上任何曲面都可以被三角形化，因此对于可应用这些技术的RF线圈的几何形状没有任何实质限制。因此，可以使用本文所描述的技术来确定用于身体组织的任何部分的RF线圈的配置，包括但不限于头部线圈、用于躯干部、臂部、腿部、手部、脚部等的线圈，或其任何组合。此外，可以将优化技术应用于针对身体组织的任何期望部分的多功能线圈的任何组合。

已经描述了在本公开内容中阐述的技术的几个方面和实施方式，应当理解，本领域技术人员将容易想到各种变型、修改和改善。这样的变型、修改和改善旨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地想到用于执行功能以及/或者获得结果和/或本文描述的一个或更多个优点的各种其他装置和/或结构，并且每个这样的变型和/或修改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使用仅常规实验能够确定本文描述的具体实施方式的许多等同方案。因此，应当理解，前述实施方式仅以示例的方式给出，并且在所附权利要求及其等同方案的范围内，本发明实施方式可以以不同于具体描述的方式实施。此外，如果这样的特征、系统、制品、材料、装备和/或方法不相互矛盾，则本文描述的两种或更多种特征、系统、制品、材料、装备和/或方法的任何组合被包括在本公开内容的范围内。

可以以许多方式中的任一种来实现上述实施方式。本公开内容的涉及过程或方法的执行的一个或更多个方面和实施方式可以利用可由装置(例如计算机，处理器或其他设备)执行以执行或控制过程或方法的执行的程序指令。在这方面，各种发明构思可以体现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装置中的电路配置、或其他有形计算机存储介质)，所述一个或更多个程序当在一个或更多个计算机或其他处理器上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。计算机可读介质可以是便携式的，使得存储在其上的程序可以加载到一个或更多个不同的计算机或其他处理器上，以实现上述方面中的各种方面。在一些实施方式中，计算机可读介质可以是非暂态介质。

本文中在一般意义上使用术语“程序”或“软件”以指代如上所述的可以用于对计算机或其他处理器进行编程以实现各种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，在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是由一个或更多个计算机或其他装置执行的许多形式，例如程序模块。通常，程序模块包括执行特定任务或实现特定抽象数据类型的例程、程序、对象、部件、数据结构等。通常，在各种实施方式中，可以根据需要组合或分布程序模块的功能。

此外，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，数据结构可以被示为具有通过数据结构中的位置相关的字段。同样可以通过为计算机可读介质中具有传达字段之间的关系的位置的字段分配存储器来实现这样的关系。然而，可以使用任何合适的机制(包括通过使用指针、标签或在数据元素之间建立关系的其他机制)来建立数据结构的字段中的信息之间的关系。

本发明的上述实施方式可以以多种方式中的任一种来实现。例如，可以使用硬件、软件或其组合来实现实施方式。当在软件中实现时，软件代码可以在任何合适的处理器或处理器集合上执行，无论是设置在单个计算机中还是分布在多个计算机之间。应当理解，执行上述功能的任何组件或组件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实现，如使用专用硬件或者使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)，并且可以在控制器与系统的多个部件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一种如机架安装式计算机、台式计算机、膝上型计算机或平板计算机来实现。另外，计算机可以嵌入在通常不被认为是计算机但具有适当处理能力的装置中，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电子装置。

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尤其可以用于呈现用户界面。可以用于提供用户接口的输出装置的示例包括：用于视觉呈现输出的打印机或显示屏幕、以及用于可听地呈现输出的扬声器或其他声音生成装置。可以用于用户接口的输入装置的示例包括键盘和定点装置，如鼠标、触摸板和数字化平板电脑。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任何合适形式的一个或更多个网络(包括局域网或广域网(如企业网络)以及智能网(IN)或因特网)互连。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，并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，一些方面可以体现为一个或更多个方法。作为方法的一部分执行的动作可以以任何合适的方式排序。因此，可以配置以与所示的顺序不同的顺序执行动作的实施方式，其可以包括同时执行一些动作，即使在说明性实施方式中示出为顺序动作。

如本文定义和使用的所有定义应当被理解为控制字典定义、通过引用并入的文献中的定义和/或所定义术语的普通含义。

除非清楚地相反指示，本文在说明书和权利要求书中使用的不定冠词“一”和“一个”应当被理解为表示“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”应当被理解为是指这样结合的元件中的“任一个或两个”，即在一些情况下结合地存在并且在其他情况下分离地存在的元件。用“和/或”列出的多个元件应当以相同的方式解释，即，如此结合的元件中的“一个或更多个”。除了由“和/或”子句具体标识的元件之外，可以可选地存在其他元件，无论与具体标识的那些元件相关还是不相关。因此，作为非限制性示例，当结合开放式语言如“包括”使用时，对“A和/或B”的引用在一个实施方式中可以指仅A(可选地包括除B之外的元件)；在另一个实施方式中指仅B(可选地包括除A之外的元件)；在另一个实施方式中指A和B(可选地包括其他元件)等。

如本文在说明书和权利要求书中所使用的，关于一个或更多个要素的列表的短语“至少一个”应当被理解为表示选自要素列表中的任何一个或更多个要素中的至少一个要素，但不一定包括在要素列表中具体列出的每个要素中的至少一个，并且不排除要素列表中的要素的任何组合。该定义还允许要素可以可选地存在，而不是短语“至少一个”所指的要素列表中具体标识的要素，无论与具体标识的那些要素相关或不相关。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”)可以在一个实施方式中指：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B之外的元素)；在另一个实施方式中指：至少一个、可选地包括多于一个、B、不存在A(并且可选地包括除A之外的要素)；在又一个实施方式中指：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(并且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，并且不应被认为是限制性的。本文中使用的“包括(including)”、“包含(comprising)”或“具有(having)”、“含有(containing)”、“涉及(involving)”及其变型意味着包括其后列出的项及其等同物以及另外的项目。

在权利要求中以及在上述说明书中，所有过渡短语如“包括(comprising)”、“包括(including)”、“携带(carrying)”、“具有(having)”、“包含(containing)”、“涉及(involving)”、“保持(holding)”、“由……组成(composed of)”等应被理解为开放式的，即意味着包括但不限于。仅过渡性短语“由......组成(consisting of)”和“基本上由......组成(consisting essentially of)”分别是封闭或半封闭的过渡短语。

Claims (112)

1.一种用于磁共振成像的射频部件，所述射频部件包括：

第一线圈，所述第一线圈被配置成生成磁场分量，所述第一线圈包括具有至少1米的长度并且被布置成多个匝的第一导体，其中，所述多个匝之间的间隔是不均匀的；

第二线圈，所述第二线圈包括被布置成多个匝的第二导体，所述第二线圈被定向成响应于磁共振信号分量，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于0.2T且大于或等于20mT的B0场相对应的频率处共振；以及

用于所述第一线圈和所述第二线圈的支承结构，所述支承结构包括：第一基底层，所述第一线圈被敷设到所述第一基底层；以及第二基底层，所述第二线圈被敷设到所述第二基底层，其中，所述支承结构包括头盔，所述头盔被形成为容纳患者的头部。

2.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一线圈被定向成响应于第一磁共振信号分量，所述第一磁共振信号分量沿第一主轴线定向，并且其中，所述第二线圈被定向成响应于的磁共振信号分量包括沿不同于所述第一主轴线的第二主轴线定向的第二磁共振信号分量。

3.根据权利要求2所述的射频部件，其中，所述第一主轴线与所述第二主轴线基本正交，使得所述第一线圈和所述第二线圈响应于基本正交的磁共振信号分量。

4.根据权利要求3所述的射频部件，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被配置成检测从沿第三轴线定向的B0场的视野内发射的磁共振信号。

5.根据权利要求4所述的射频部件，其中，所述第一主轴线和所述第二主轴线基本正交于所述第三轴线。

6.根据权利要求4所述的射频部件，其中，所述第一主轴线和所述第二主轴线定向成相对于所述第三轴线成约45°。

7.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述支承结构限定三维曲面，并且其中，所述第二基底层基本上沿所述三维曲面的曲面法线方向从所述第一基底层偏移。

8.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述支承结构围绕关注区域限定三维曲面，并且其中，所述第二基底层相对于所述关注区域从所述第一基底层偏移。

9.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一基底层包括所述第一导体被放入的至少一个槽，并且其中，所述第二基底层包括所述第二导体被放入的至少一个槽。

10.根据权利要求2所述的射频部件，其中，所述第一主轴线与所述患者身体的纵向轴线基本对准。

11.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第二导体具有至少1米的长度。

12.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体具有至少2米的长度。

13.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体具有至少3米的长度。

14.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体配置有至少5匝。

15.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体配置有至少10匝。

16.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体配置有至少15匝。

17.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体配置有至少20匝。

18.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成以目标频率共振，并且其中，所述第一导体和所述第二导体的匝数被限制成使得所述第一导体的自共振和所述第二导体的自共振中的每一个分别在至少两倍于所述目标频率的频率处。

19.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成以目标频率共振，并且其中，所述第一导体和所述第二导体的匝数被限制成使得所述第一导体的自共振和所述第二导体的自共振中的每一个分别在至少三倍于所述目标频率的频率处。

20.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成以目标频率共振，并且其中，所述第一导体和所述第二导体的匝数被限制成使得所述第一导体的自共振和所述第二导体的自共振中的每一个分别在至少五倍于所述目标频率的频率处。

21.根据权利要求1所述的射频部件，其中，根据至少部分地基于使用所述第一线圈的模型执行优化而确定的第一线圈配置来布置所述第一导体和/或根据至少部分地基于使用所述第二线圈的模型执行优化而确定的第二线圈配置来布置所述第二导体。

22.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于0.2T且大于或等于0.1T的B0场相对应的频率处共振。

23.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于0.1T且大于或等于50mT的B0场相对应的频率处共振。

24.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于50mT且大于或等于20mT的B0场相对应的频率处共振。

25.根据权利要求1所述的射频部件，其中，替换地，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于20mT且大于或等于10mT的B0场相对应的频率处共振。

26.根据权利要求1所述的射频部件，其中，替换地，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于10mT的B0场相对应的频率处共振。

27.根据权利要求1所述的射频部件，其中，所述第一导体包括围绕关注区域以三维几何形状布置成多个匝的第一连续线，并且所述第二导体包括围绕关注区域以三维几何形状布置成多个匝的第二连续线。

28.根据权利要求27所述的射频部件，其中，所述第一连续线和所述第二连续线是单股线。

29.根据权利要求27所述的射频部件，其中，所述第一连续线和所述第二连续线是多股线。

30.一种用于磁共振成像的射频部件，所述射频部件包括：

第一线圈，所述第一线圈被配置成生成磁场分量，所述第一线圈包括具有至少1米的长度并且被布置成多个匝的第一导体，所述第一线圈围绕关注区域布置，其中，所述多个匝之间的间隔是不均匀的；

第二线圈，所述第二线圈包括具有多个匝的第二导体，所述第二线圈围绕关注区域布置并且相对于关注区域从所述第一线圈偏移，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于0.2T且大于或等于20mT的B0场相对应的频率处共振；以及

用于所述第一线圈和所述第二线圈的支承结构，所述支承结构包括：第一基底层，所述第一线圈被敷设到所述第一基底层；以及第二基底层，所述第二线圈被敷设到所述第二基底层，其中，所述支承结构包括头盔，所述头盔被形成为容纳人的头部。

31.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第二基底层位于所述第一基底层的上方。

32.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第一基底层包括容纳所述第一导体的根据第一线圈配置布置的至少一个第一槽，并且所述第二基底层包括容纳所述第二导体的根据第二线圈配置布置的至少一个第二槽。

33.根据权利要求32所述的射频部件，其中，所述第一线圈配置具有第一主轴线，并且所述第二线圈配置具有与所述第一主轴线基本正交的第二主轴线。

34.根据权利要求32所述的射频部件，其中，所述第一基底层和/或所述第二基底层经由三维打印产生。

35.根据权利要求32所述的射频部件，其中，所述第一基底层包括凸侧和凹侧，并且其中所述第二基底层包括凸侧和凹侧。

36.根据权利要求35所述的射频部件，其中，所述至少一个第一槽设置在所述第一基底层的凸侧上。

37.根据权利要求36所述的射频部件，其中，所述至少一个第二槽设置在所述第二基底层的凸侧上。

38.根据权利要求36所述的射频部件，其中，所述至少一个第二槽设置在所述第二基底层的凹侧上。

39.根据权利要求35所述的射频部件，其中，所述至少一个第一槽设置在所述第一基底层的凹侧上。

40.根据权利要求39所述的射频部件，其中，所述至少一个第二槽设置在所述第二基底层的凸侧上。

41.根据权利要求39所述的射频部件，其中，所述至少一个第二槽设置在所述第二基底层的凹侧上。

42.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第二导体具有至少1米的长度。

43.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体具有至少2米的长度。

44.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体具有至少3米的长度。

45.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体配置有至少5匝。

46.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体配置有至少10匝。

47.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体配置有至少15匝。

48.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第一导体和/或所述第二导体配置有至少20匝。

49.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于0.2T且大于或等于0.1T的B0场相对应的频率处共振。

50.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于0.1T且大于或等于50mT的B0场相对应的频率处共振。

51.根据权利要求30所述的射频部件，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于50mT且大于或等于20mT的B0场相对应的频率处共振。

52.根据权利要求30所述的射频部件，其中，替换地，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于20mT且大于或等于10mT的B0场相对应的频率处共振。

53.根据权利要求30所述的射频部件，其中，替换地，所述第一线圈和所述第二线圈被调谐成在与小于或等于10mT的B0场相对应的频率处共振。

54.一种用于磁共振成像的射频线圈，所述射频线圈包括：

至少一个导体，所述至少一个导体具有至少1米的长度并且按照被优化以增加对关注区域内发射的磁共振信号的灵敏度的配置被围绕关注区域布置成具有多个匝的三维几何形状，其中，所述多个匝之间的间隔是不均匀的，并且其中，所述射频线圈被调谐成在与小于或等于0.2T且大于或等于20mT的B0场相对应的频率处共振；以及

用于所述射频线圈的支承结构，所述支承结构包括第一基底层，所述射频线圈被敷设到所述第一基底层，其中，所述支承结构包括头盔，所述头盔被形成为容纳人的头部。

55.根据权利要求54所述的射频线圈，其中，至少部分地基于使用所述射频线圈的模型执行至少一个优化来确定三维几何形状的所述至少一个导体的配置。

56.根据权利要求55所述的射频线圈，其中，至少部分地基于使用所述射频线圈的模型执行所述至少一个优化来确定匝数和/或至少一对相邻匝之间的间隔。

57.根据权利要求55所述的射频线圈，其中，所述优化确定满足至少一个约束的所述射频线圈的模型的配置。

58.根据权利要求57所述的射频线圈，其中，所述至少一个约束包括所述射频线圈的电阻。

59.根据权利要求57所述的射频线圈，其中，所述至少一个约束包括所述至少一个导体的长度。

60.根据权利要求57所述的射频线圈，其中，所述至少一个约束包括所述射频线圈的电感。

61.根据权利要求55所述的射频线圈，其中，所述优化确定产生满足至少一个标准的磁场的所述射频线圈的模型的配置。

62.根据权利要求61所述的射频线圈，其中，所述至少一个标准包括所述关注区域内的磁场均匀性。

63.根据权利要求61所述的射频线圈，其中，所述至少一个标准包括所述关注区域内的磁场强度。

64.根据权利要求55所述的射频线圈，其中，所述至少一个导体具有至少2米的长度。

65.根据权利要求55所述的射频线圈，其中，所述至少一个导体具有至少3米的长度。

66.根据权利要求55所述的射频线圈，其中，所述至少一个导体为具有多个匝的螺旋几何形状。

67.根据权利要求55所述的射频线圈，其中，所述多个匝包括至少5匝。

68.根据权利要求55所述的射频线圈，其中，所述多个匝包括至少10匝。

69.根据权利要求55所述的射频线圈，其中，所述多个匝包括至少15匝。

70.根据权利要求55所述的射频线圈，其中，所述多个匝包括至少20匝。

71.根据权利要求55所述的射频线圈，与至少一个辅助线圈组合以利于噪声抑制，所述至少一个辅助线圈位于头盔上或靠近所述头盔。

72.根据权利要求71所述的射频线圈，其中，所述射频线圈被配置成检测从位于所述头盔内的视野发射的磁共振信号，并且其中，所述至少一个辅助线圈被定位成响应环境噪声而不响应于从所述视野发射的磁共振信号。

73.根据权利要求72所述的射频线圈，其中，使用优化来确定所述至少一个辅助线圈的配置。

74.根据权利要求73所述的射频线圈，其中，对所述至少一个辅助线圈的配置进行优化以减少或消除与所述射频线圈的感应耦合。

75.根据权利要求54所述的射频线圈，与至少一个辅助线圈组合以利于噪声抑制。

76.根据权利要求54所述的射频线圈，其中，所述射频线圈被调谐成在与小于或等于0.2T且大于或等于0.1T的B0场相对应的频率处共振。

77.根据权利要求54所述的射频线圈，其中，所述射频线圈被调谐成在与小于或等于0.1T且大于或等于50mT的B0场相对应的频率处共振。

78.根据权利要求54所述的射频线圈，其中，所述射频线圈被调谐成在与小于或等于50mT且大于或等于20mT的B0场相对应的频率处共振。

79.根据权利要求54所述的射频线圈，其中，替换地，所述射频线圈被调谐成在与小于或等于20mT且大于或等于10mT的B0场相对应的频率处共振。

80.根据权利要求54所述的射频线圈，其中，替换地，所述射频线圈被调谐成在与小于或等于10mT的B0场相对应的频率处共振。

81.一种被配置用于患者的身体的部分的射频线圈，所述射频线圈包括：

至少一个导体，所述至少一个导体具有至少1米的长度并且围绕关注区域布置成多个匝，并且所述至少一个导体被定向成生成与所述患者的身体的部分的纵向轴线基本正交定向的磁场分量，其中，所述多个匝之间的间隔是不均匀的，并且其中，所述射频线圈被调谐成在与小于或等于0.2T且大于或等于20mT的B0场相对应的频率处共振；以及

用于所述射频线圈的支承结构，所述支承结构包括第一基底层，所述射频线圈被敷设到所述第一基底层，其中，所述支承结构包括头盔，所述头盔被形成为容纳人的头部。

82.根据权利要求81所述的射频线圈，其中，所述射频线圈被配置成响应于从与所述身体的纵向轴线基本平行定向的B0场发射的磁共振信号。

83.根据权利要求82所述的射频线圈，其中，所述射频线圈被配置成响应于从由双平面几何形状的B0磁体产生的B0场发射的磁共振信号。

84.根据权利要求82所述的射频线圈，其中，所述射频线圈被配置成响应于从与所述身体的纵向轴线基本平行定向的B0场发射的磁共振信号。

85.根据权利要求84所述的射频线圈，其中，所述射频线圈被配置成响应于从螺线管几何形状的B0磁体产生的B0场发射的磁共振信号。

86.一种低场磁共振系统，包括：

B0磁体，所述B0磁体被配置成在视野中产生0.2特斯拉(T)或更小的B0磁场；

第一线圈，所述第一线圈包括具有至少1米的长度并且被布置成多个匝的第一导体，所述第一线圈被配置成生成在所述视野内的磁场分量，其中，所述多个匝之间的间隔是不均匀的；

第二线圈，所述第二线圈被配置成响应于从所述视野发射的磁共振信号分量；以及

用于所述第一线圈和所述第二线圈的支承结构，所述支承结构包括：第一基底层，所述第一线圈被敷设到所述第一基底层；以及第二基底层，所述第二线圈被敷设到所述第二基底层，其中，所述支承结构包括头盔，所述头盔被形成为容纳人的头部。

87.根据权利要求86所述的低场磁共振系统，其中，所述第二线圈在定位在B0磁场内时相对于所述视野从所述第一线圈偏移。

88.根据权利要求86所述的低场磁共振系统，其中，所述第一线圈的所述多个匝在位于所述B0磁场内时围绕所述视野布置成三维几何形状。

89.根据权利要求88所述的低场磁共振系统，其中，所述第二线圈包括具有多个匝的第二导体，所述第二导体在位于所述B0磁场内时围绕所述视野布置成三维几何形状。

90.根据权利要求86所述的低场磁共振系统，其中，所述B0磁体被配置成产生小于或等于0.1T且大于或等于50mT的B0磁场。

91.根据权利要求86所述的低场磁共振系统，其中，所述B0磁体被配置成产生小于或等于50mT且大于或等于20mT的B0磁场。

92.根据权利要求86所述的低场磁共振系统，其中，所述B0磁体被配置成产生小于或等于20mT且大于或等于10mT的B0磁场。

93.根据权利要求86所述的低场磁共振系统，其中，所述B0磁体被配置成产生小于或等于10mT的B0磁场。

94.根据权利要求86所述的低场磁共振系统，其中所述B0磁体被配置为双平面几何形状。

95.根据权利要求86所述的低场磁共振系统，其中，所述B0磁体被配置为螺线管几何形状。

96.一种用于磁共振成像系统的装置，所述装置包括：

第一线圈，所述第一线圈包括具有至少1米的长度并且被布置成多个匝的第一导体，所述第一线圈被定向成响应于第一磁共振信号分量，其中，所述多个匝之间的间隔是不均匀的，并且其中，所述第一线圈被调谐成在与小于或等于0.2T且大于或等于20mT的B0场相对应的频率处共振；

用于所述第一线圈的支承结构，所述支承结构包括第一基底层，所述第一线圈被敷设到所述第一基底层，其中，所述支承结构包括头盔，所述头盔被形成为容纳人的头部；以及

至少一个控制器，所述至少一个控制器被配置成操作所述第一线圈以生成射频磁场和梯度场。

97.根据权利要求96所述的装置，其中，所述至少一个控制器被配置成根据磁共振脉冲序列来操作所述第一线圈。

98.根据权利要求96所述的装置，其中，所述至少一个控制器被配置成使用所述第一线圈来检测磁共振信号。

99.根据权利要求96所述的装置，其中，所述第一线圈被配置成在低场磁共振成像系统中操作。

100.根据权利要求96所述的装置，还包括第二线圈，并且其中，所述至少一个控制器被配置成操作所述第二线圈以生成射频磁场和梯度场。

101.根据权利要求100所述的装置，其中，所述第一线圈和所述第二线圈在与所述系统的B0磁场基本正交的方向上产生梯度磁场的至少一部分。

102.根据权利要求100所述的装置，其中，所述第一线圈在与所述系统的B0磁场基本正交的第一方向上产生梯度磁场的至少一部分，并且其中所述第二线圈在与所述B0磁场基本正交的第二方向上产生梯度磁场的至少一部分。

103.根据权利要求102所述的装置，其中，所述至少一个控制器被配置成使用所述第一线圈和所述第二线圈来检测磁共振信号。

104.根据权利要求103所述的装置，其中，对由所述第一线圈和所述第二线圈检测的磁共振信号进行组合，以增加信噪比。

105.根据权利要求103所述的装置，其中，所述第一线圈和所述第二线圈被操作成减少采集时间。

106.根据权利要求100所述的装置，其中，所述至少一个控制器包括：

第一放大器，用于提供电力来操作所述第一线圈以生成所述射频磁场；

高通滤波器，所述高通滤波器连接在所述第一放大器和所述第一线圈之间；

第二放大器，用于提供电力来操作所述第一线圈以生成所述梯度磁场；以及

低通滤波器，所述低通滤波器连接在所述第二放大器和所述第一线圈之间。

107.根据权利要求100所述的装置，其中，使用优化来确定所述第一线圈的配置。

108.根据权利要求107所述的装置，其中，所述优化确定满足至少一个约束并且当模拟所述第一线圈的模型的操作时产生满足预定标准的磁场的所述第一线圈的至少一个导体的配置。

109.根据权利要求100所述的装置，还包括至少一个辅助线圈以利于噪声抑制，所述至少一个辅助线圈位于头盔上或靠近所述头盔。

110.根据权利要求109所述的装置，其中，所述第一线圈被配置成检测从位于所述头盔内的视野发射的磁共振信号，并且其中，所述至少一个辅助线圈被定位成响应于环境噪声而不响应于从所述视野发射的磁共振信号。

111.根据权利要求109所述的装置，其中，使用优化来确定所述至少一个辅助线圈的配置。

112.根据权利要求109所述的装置，其中，所述至少一个辅助线圈的配置被优化以减少或消除与所述第一线圈的感应耦合。