TWI626461B - 射頻線圈、包含射頻線圈之射頻組件及設備以及判定射頻線圈之組態的方法 - Google Patents

Abstract

多項態樣係關於提供對磁共振信號作出回應之射頻組件。根據某些態樣，一射頻組件包括至少一個線圈，該至少一個線圈具有配置成複數個匝之一導體，該至少一個線圈圍繞一所關注區域定向以對相對應磁共振信號分量作出回應。根據某些態樣，該射頻組件包括複數個線圈，該複數個線圈經定向以對相對應磁共振信號分量作出回應。根據某些態樣，使用一最佳化而判定至少一個射頻線圈之一組態。

Description

射頻線圈、包含射頻線圈之射頻組件及設備以及判定射頻線圈之組態的方法 相關申請案之交叉參考

本申請案依據35 U.S.C.§ 119主張於2015年5月12日提出申請之標題為RECEIVE COIL OPTIMIZATION METHODS AND APPARATUS之美國臨時專利申請案第62/160,036號及於2015年6月1日提出申請之標題為COIL OPTIMIZATION METHODS AND APPARATUS之美國臨時專利申請案第62/169,102號之優先權，該等美國臨時專利申請案中之每一者特此以全文引用方式併入。

磁共振成像(MRI)為眾多應用提供一重要成像模態且廣泛用於臨床及研究背景中以產生人體內部之影像。一般而言，MRI係基於偵測磁共振(MR)信號，該等MR信號係回應於由所施加電磁場產生之狀態改變而由原子發射之電磁波。舉例而言，核磁共振(NMR)技術涉及偵測在經成像之一物件中之原子(例如，人體之組織中之原子)之核自旋之重新對準或弛豫之後旋即自經激勵原子之核發射之MR信號。經偵測MR信號可經處理以產生影像，在醫學應用之內容脈絡中，此允許出於診斷、治療及/或研究目的來探究身體內之內部結構及/或生物程序。

MRI由於能夠產生具有相對高解析度及對比度而無其他模態之安全性問題(例如，不需要將拍攝對象曝露於電離輻射(例如，x射線)或對身體引入放射性材料)之非侵害性影像而提供用於生物成像之一有 吸引力成像模態。另外，MRI尤其極好地適合於提供軟組織對比度，其可經利用以對其他成像模態不能令人滿意成像之標的進行成像。此外，MR技術能夠擷取關於其他模態不能夠獲取之結構及/或生物程序之資訊。然而，MRI存在若干缺陷，針對一給定成像應用，該等缺陷可涉及裝備之相對高成本、有限可用性及/或難以利用臨床MRI掃描儀及/或影像獲取程序之長度。

臨床MRI之趨勢係增加MRI掃描儀之場強度以改良掃描時間、影像解析度及影像對比度中之一或多者，此又繼續抬高成本。絕大多數已安裝MRI掃描儀以1.5特士拉(T)或3特士拉操作，此係指主磁場B₀之場強度。針對一臨床MRI掃描儀之一粗略成本估計係大約每特士拉一百萬美元，此未將操作此等MRI掃描儀時所涉及之大量操作、服務及維護成本計算在內。

另外，習用高場MRI系統通常需要大的超導磁體及相關聯電子器件以產生其中對一物件(例如，一患者)進行成像之一強均一靜態磁場(B₀)。此等系統之大小係相當大的，其具有包含用於磁體、電子器件、熱管理系統之多個室及主控台區之一典型MRI安裝。MRI系統之大小及費用通常將其使用限於具有充足空間及資源以購買並維護該等MRI系統之單位，諸如醫院及學術研究中心。高場MRI系統之高成本及大量空間要求導致MRI掃描儀之有限可用性。如此，通常存在其中一MRI掃描將係有益的，但由於上文所論述之限制中之一或多者而係不實際或不可能之臨床情況，如下文進一步詳細論述。

某些實施例包含一種射頻組件，其經組態以對磁共振信號作出回應，該射頻組件包括：一第一線圈，其包含配置成複數個匝之一第一導體，經定向以對沿著一第一主軸之磁共振信號分量作出回應；及一第二線圈，其包含配置成複數個匝之一第二導體，該第二線圈經定 向以對沿著一第二主軸之磁共振信號分量作出回應，該第二主軸之定向不同於該第一主軸。

某些實施例包含一種射頻組件，其經組態以對磁共振信號作出回應，該射頻組件包括：一第一線圈，其包含具有複數個匝之一第一導體，圍繞一所關注區域配置；及一第二線圈，其包含具有複數個匝之一第二導體，圍繞該所關注區域配置且遠離該所關注區域自該第一線圈偏移。

某些實施例包含一種射頻線圈，其經組態以對磁共振信號作出回應，該射頻線圈包括圍繞一所關注區域配置成一個三維幾何形狀之至少一個導體，其中呈該三維幾何形狀之該至少一個導體之一線圈組態係至少部分地基於使用該射頻線圈之一模型執行至少一個最佳化而判定。

某些實施例包含一種判定一射頻線圈之一組態之方法，其包括產生該射頻線圈之一模型，及執行一最佳化以判定一模型組態，該模型組態滿足至少一個約束且在模擬該模型之運算時產生滿足一預定準則之一磁場。

某些實施例包含一種經組態用於一患者之一身體之一部分之射頻線圈，該射頻線圈包括至少一個導體，該至少一個導體圍繞一所關注區域配置成複數個匝且經定向以對基本上正交於該患者之該身體之一縱軸定向之磁共振信號分量作出回應。

某些實施例包含一種供在一磁共振成像系統中使用之設備，該設備包括：一第一線圈；及至少一個控制器，其經組態以操作該線圈來產生一射頻磁場及一梯度場。

某些實施例包含一種射頻線圈，其針對人類解剖結構之一部分組態，該射頻線圈包括圍繞一所關注區域配置成一個三維幾何形狀之至少一個導體，該至少一個導體形成複數個匝，其中該複數個匝之間 的間隔係非均一的。

100‧‧‧磁共振成像系統/系統/低場磁共振成像系統/低場磁共振系統

102‧‧‧使用者

104‧‧‧運算裝置

106‧‧‧控制器

108‧‧‧脈衝序列儲存裝置/脈衝序列儲存庫

110‧‧‧電力管理系統

112‧‧‧電源供應器

114‧‧‧電力組件

116‧‧‧傳輸/接收切換器

118‧‧‧熱管理組件

120‧‧‧磁性組件/磁組件

122‧‧‧B₀磁體/磁體

124‧‧‧勻場線圈

126‧‧‧射頻傳輸與接收線圈/線圈

128‧‧‧梯度線圈

222a‧‧‧磁體

222b‧‧‧磁體

225‧‧‧軸/主軸

226‧‧‧射頻線圈

245‧‧‧軸

300‧‧‧傳輸/接收線圈

305‧‧‧軸

330‧‧‧導體

350‧‧‧基板

600A‧‧‧網格/三角形網格

600B‧‧‧網格/三角形網格

610‧‧‧三角形

620‧‧‧節點

705a‧‧‧模型組態/經最佳化模型組態

705b‧‧‧模型組態/經最佳化模型組態

815‧‧‧線圈組態/通常最佳線圈組態/頭部線圈組態

880‧‧‧輪廓線

915‧‧‧經最佳化射頻腿部線圈組態/射頻線圈組態

1000‧‧‧頭盔

1050‧‧‧基板

1080‧‧‧凹槽

1085‧‧‧凹槽

1100‧‧‧基板/支撐件

1150‧‧‧基板

1180‧‧‧凹槽

1185‧‧‧凹槽

1324‧‧‧B0磁體

1325‧‧‧軸/主軸

1335‧‧‧軸

1345‧‧‧軸

1405‧‧‧模型組態

1415‧‧‧射頻線圈組態/線圈組態

1425‧‧‧軸

1435‧‧‧主軸

1445‧‧‧軸

1505‧‧‧模型組態

1515‧‧‧射頻線圈組態/線圈組態

1525‧‧‧軸

1535‧‧‧主軸

1545‧‧‧軸

1650a‧‧‧頭部線圈基板

1650b‧‧‧腿部線圈基板

1700‧‧‧頭部線圈

1725‧‧‧導體

1727‧‧‧匝

1750‧‧‧基板

1780‧‧‧凹槽/通道

1785‧‧‧凹槽

1815a‧‧‧線圈組態

1815b‧‧‧線圈組態

1815c‧‧‧多線圈組態/線圈組態

1825‧‧‧主軸

1835‧‧‧主軸

1845‧‧‧軸

1915a‧‧‧線圈組態/組態

1915b‧‧‧線圈組態/組態

1915c‧‧‧線圈組態

1925‧‧‧正交主軸

1935‧‧‧正交主軸

1945‧‧‧軸

2015c‧‧‧經組合線圈組態/線圈組態

2025‧‧‧軸

2035‧‧‧軸

2045a‧‧‧軸

2045b‧‧‧軸

2100‧‧‧頭盔

2115a‧‧‧線圈組態

2115b‧‧‧線圈組態

2155a‧‧‧外基板層/基板層/外層

2155b‧‧‧內基板層

2175‧‧‧開口/槽

2200‧‧‧頭盔

2215a‧‧‧線圈組態/組態

2215b‧‧‧線圈組態/組態

2255a‧‧‧內基板層

2255b‧‧‧外基板層/外層

2275‧‧‧開口

2300‧‧‧射頻頭部線圈/頭部線圈/射頻線圈

2310a‧‧‧第一射頻線圈

2310b‧‧‧第二射頻線圈

2327a‧‧‧導體

2327b‧‧‧導體

2400‧‧‧支撐結構

2415a‧‧‧線圈組態

2415b‧‧‧線圈組態

2455a‧‧‧外層

2455b‧‧‧內層

2475‧‧‧結構

2500‧‧‧射頻線圈

2527a‧‧‧導體

2527b‧‧‧導體

2575‧‧‧連接器

2600‧‧‧線圈/多功能線圈

2610‧‧‧梯度命令輸入

2620‧‧‧梯度放大器

2630‧‧‧低通濾波器

2640‧‧‧高通濾波器

2650‧‧‧射頻放大器

2660‧‧‧射頻命令輸入

2675‧‧‧控制器

2680‧‧‧傳輸路徑

2685‧‧‧主控台

2687‧‧‧T/R切換器

2690‧‧‧接收路徑

2775‧‧‧控制器

將參考附圖闡述所揭示技術之各項態樣及實施例。應瞭解，該等圖未必按比例繪製。

圖1圖解說明根據某些實施例之一例示性磁共振成像系統之一方塊圖；圖2A及圖2B圖解說明根據某些實施例之雙平面磁體幾何形狀；圖3A及圖3B圖解說明根據某些實施例之例示性頭部線圈；圖4A及圖4B圖解說明根據某些實施例判定一射頻線圈之一組態之各別方法；圖5圖解說明根據某些實施例使用包含一網格之一射頻線圈之一模型判定該射頻線圈之一組態之一方法；圖6A圖解說明根據某些實施例以供在一例示性頭部線圈之一模型中使用之一例示性三角形網格；圖6B圖解說明根據某些實施例以供在一例示性腿部線圈之一模型中使用之一例示性三角形網格；圖7A圖解說明根據某些實施例之一例示性頭部線圈之一經最佳化模型組態；圖7B圖解說明根據某些實施例之一例示性腿部線圈之一經最佳化模型組態；圖8A及圖8B圖解說明根據某些實施例之自圖7A中所圖解說明之經最佳化模型組態判定之一例示性線圈組態；圖9A及圖9B圖解說明根據某些實施例之自圖7B中所圖解說明之經最佳化模型組態判定之一例示性線圈組態；圖10A及圖10B圖解說明一支撐表面之視圖，該支撐表面具有凹槽以根據圖8A及圖8B中所圖解說明之線圈組態容納一導體； 圖11圖解說明一支撐表面，該支撐表面具有凹槽以根據圖9A及圖9B中所圖解說明之線圈組態容納一導體；圖12圖解說明根據某些實施例判定一線圈組態且將該線圈組態應用於一支撐結構之一方法；圖13A圖解說明以一雙平面幾何形狀配置之一B0磁體；圖13B圖解說明以一圓柱形幾何形狀配置之一B0磁體；圖13C圖解說明藉助一組正交軸線繪示之一頭部線圈之一線圈組態；圖13D圖解說明藉助一組正交軸線繪示之一腿部線圈之一線圈組態；圖14A及圖14B分別圖解說明根據某些實施例之一頭部線圈之一模型組態及自其判定之一線圈組態；圖15A及圖15B分別圖解說明根據某些實施例之一腿部線圈之一模型組態及自其判定之一線圈組態；圖16A及圖16B分別圖解說明根據某些實施例之應用於一頭部線圈及一腿部線圈之一基板之線圈組態；圖17圖解說明根據某些實施例之根據一線圈組態應用於一基板之一導體；圖18A及圖18B圖解說明根據某些實施例之具有基本上正交於彼此之主軸之一頭部線圈之線圈組態；圖18C圖解說明根據某些實施例之圖18A及圖18B中所圖解說明之經組合線圈組態；圖19A及圖19B圖解說明根據某些實施例之具有基本上正交於彼此之主軸之一腿部線圈之線圈組態；圖19C圖解說明根據某些實施例之圖19A及圖19B中所圖解說明之經組合線圈組態； 圖20圖解說明根據某些實施例之具有基本上平行於彼此之主軸之一頭部線圈之經組合線圈組態；圖21圖解說明根據某些實施例之應用於一支撐結構之單獨基板層之一頭部線圈之例示性線圈組態；圖22A及圖22B圖解說明根據某些實施例之一頭部線圈之例示性線圈組態所應用之一支撐結構之單獨基板層之視圖；圖23A及圖23B圖解說明具有根據具有基本上正交於彼此之主軸之各別線圈組態配置之導體的一頭部線圈之視圖；圖24圖解說明根據某些實施例之應用於一支撐結構之單獨基板層之一腿部線圈之例示性線圈組態；圖25圖解說明具有根據具有基本上正交於彼此之主軸之各別線圈組態配置之導體的一腿部線圈；圖26A及圖26B圖解說明根據某些實施例之經組態以操作一多功能線圈之一控制器；且圖27圖解說明根據某些實施例之經組態以操作使用針對一梯度線圈之一特定幾何形狀的一多功能線圈之一控制器。

MRI掃描儀市場由高場系統壓倒性地支配，且尤其用於醫學或臨床MRI應用。如上文所論述，醫學成像中之一般趨勢係產生具有愈來愈大場強度之MRI掃描儀，其中絕大多數臨床MRI掃描儀以1.5T或3T操作，其中7T及9T之更高場強度用於研究背景中。如本文中所使用，「高場」一般而言係指當前在一臨床背景中使用之MRI系統，且更特定而言係指以處於或高於1.5T之一主磁場(亦即，一B0場)操作之MRI系統，但在0.5T與1.5T之間操作之臨床系統通常亦被表徵為「高場」。相比而言，「低場」一般而言係指以小於或等於大約0.2T之一B0場操作之MRI系統，但具有介於0.2T與大約0.3T之間的一B0場之系統 有時亦被表徵為低場，此乃因在高場型態中場強度已增加。

低場MRI已出於非成像研究目的在有限內容脈絡以及窄及特定對比度增強成像應用中進行探索，但習用地，低場MRI被視為不適合於產生臨床有用影像，尤其在基本上低於0.2T(例如，100mT或更小)之場強度下。舉例而言，解析度、對比度及/或影像獲取時間通常不被視為適合於諸如但不限於以下各項之臨床目的：組織分化、血液流動或灌注成像、擴散加權(DW)或擴散張量(DT)成像、功能性MRI(fMRI)等。發明者已開發用於產生經改良品質、可攜式及/或較低成本低場MRI系統之技術，該等技術可改良除在醫院及研究單位處之大的MRI安裝以外的MRI技術在多種環境中之大規模可部署性。

低場MRI中之一挑戰係相對低信雜比。特定而言，一MR信號之信雜比係與主磁場B0之強度有關，且係驅動臨床系統以在高場型態中操作之因素中之一者。因此，MR信號強度在低場內容脈絡中由於低場強度而係相對弱的，從而增加能夠偵測儘可能多信號之重要性。發明者之貢獻之某些態樣源自其認識到可藉由使射頻(RF)傳輸及/或接收線圈(本文中被稱為RF傳輸/接收線圈或簡稱為RF線圈)之組態最佳化以改良RF傳輸/接收線圈傳輸磁場且偵測所發射MR信號之能力來改良一低場MRI系統之效能。如上文所論述，低場MRI系統產生比其高場對應者弱之MR信號，從而鑒於較低信雜比(SNR)使RF傳輸/接收線圈最佳地操作(例如，藉由既傳輸最佳磁脈衝又偵測具有儘可能多保真度之儘可能多所發射MR信號)更重要。

簡要地，MRI涉及將待成像之一拍攝對象(例如，一患者之所有部分或一部分)放置於一靜態、均勻磁場B0中以將一拍攝對象之原子淨磁化(通常由一淨磁化向量表示)在B0場之方向上對準。然後使用一或多個傳輸線圈來產生一脈衝磁場B1，該脈衝磁場B1具有與磁場B0中之原子之原子自旋之進動速率有關之一頻率以致使原子之淨磁化在 橫向於B0場之方向之一方向上形成一分量。在B1場關斷之後，淨磁化向量之橫向分量進動，其量值隨時間衰變，直至淨磁化與B0場之方向重新對準為止(若允許這樣做)。此程序產生MR信號，該等MR信號可舉例而言藉由在MRI系統之一或多個接收線圈中誘發，經調諧以在MR信號之頻率下共振之電信號偵測。

MR信號係通常被稱為圓形極化磁場之旋轉磁場，該磁場可被視為包括沿著正交軸之線性極化分量。亦即，一MR信號由一第一正弦分量及一第二正弦分量構成，該第一正弦分量沿著一第一軸振盪，且該第二正弦分量沿著正交於該第一軸之一第二軸振盪。第一正弦分量及第二正弦分量彼此90°異相振盪。經調諧至MR信號之共振頻率之一經適當配置線圈可沿著正交軸中之一者偵測到一線性極化分量。特定而言，可藉由一MR信號之線性極化分量在一經調諧接收線圈中誘發一電回應，該MR信號係沿著大約正交於線圈之電流環路之一軸(本文中被稱為線圈之主軸)定向。

因此，藉由使用傳輸/接收線圈(亦可互換地稱為射頻(RF)線圈或Tx/Rx線圈)以激勵並偵測所發射MR信號來執行MRI，該等傳輸/接收線圈可包含用於傳輸及接收之單獨線圈，用於傳輸及/或接收之多個線圈，或用於傳輸及接收之相同線圈。為傳輸激勵脈衝序列且偵測所發射MR信號，傳輸/接收線圈必須在取決於B0場之強度之一頻率下共振。因此，高場型態中之傳輸/接收線圈必須在比其低場對應者顯著較高頻率(較短波長)下共振。一共振線圈之一傳導路徑之長度受共振線圈意欲共振之頻率約束。特定而言，頻率愈高，導電路徑一定愈短，以使共振線圈令人滿意地操作。因此，高場傳輸/接收線圈之傳導路徑需要係極短的。為滿足此要求，高場傳輸/接收線圈通常係藉由蝕刻、切割或碾磨導電片(例如，銅片)所形成之單匝導電迴圈。用於高場傳輸/接收線圈之典型傳導路徑之長度限於數十釐米。

低場MRI中所涉及之低頻率准許傳輸/接收線圈之傳導路徑係相當長，從而允許由於由高場MRI中所涉及之高頻率施加於導電路徑長度上之約束所致不適合(或不可使用)於高場MRI之線圈設計。根據某些實施例，可使用一單傳導路徑形成一傳輸/接收線圈，該單傳導路徑提供於對應於一所關注區域之一個三維表面上方。部分由於對導體長度之約束之放鬆，因此傳輸/接收之傳導路徑可以複數個匝或迴圈配置於三維表面上方。如本文中所使用，一「匝」係指圍繞一參考軸(例如，線圈之主軸，如下文進一步詳細論述)360°或基本上360°提供之一導電路徑。應瞭解，假設導電路徑係圍繞參考軸基本上360°形成，則一匝不需要形成一閉合迴圈。舉例而言，配置成一螺旋幾何形狀之一導體可包括多個匝，但每一匝不形成一閉合迴圈。下文進一步詳細論述具有配置成複數個匝之導體之例示性線圈。藉由提供具有多個匝(例如，5個、10個、15個、20個、30個、50個匝或更多)之一線圈，可改良在對MR信號作出回應時線圈之敏感性。

可允許導體長度之增加亦考慮到具有一單個導體之線圈，該單個導體經配置以覆蓋一任意幾何形狀以促進針對解剖結構之所要部分組態之傳輸/接收線圈。為對頭部進行成像，舉例而言，可藉由將一導體纏繞在一基板上產生一低場傳輸/接收頭部線圈，該基板經製造以作為一頭盔由一人穿戴。舉例而言，可藉由將導體圍繞頭盔之表面定位(例如，纏繞)成一螺旋幾何形狀來配置導體以提供足以將傳輸脈衝提供至一所關注區域(例如，腦部或其一部分)及/或足以偵測自該所關注區域發射之MR信號之覆蓋範圍。作為另一實例，為對軀幹或一附肢(例如，一腿部或諸如膝部之其一部分)進行成像，一導體可類似地圍繞經組態以適應所要解剖結構之一表面配置成一螺旋幾何形狀。

上文所闡述傳輸/接收線圈幾何形狀係藉由低場型態之態樣而成為可能。如上文所論述，低場強度允許利用顯著更長導電路徑。另 外，臨床高場MRI系統通常經由纏繞在正進行成像之患者插入至其中之一圓柱形內孔上之一螺線管線圈產生一B0場。如此，B0場係沿著內孔及插入於其中之身體之縱軸定向。為執行MRI，傳輸/接收線圈產生垂直於B0場之一B1場且在此橫向方向上偵測所發射MR信號。此對經設計用於高場MRI之傳輸/接收線圈之幾何形狀進行限制。低場MRI促進「開放」系統之設計，其中使用(舉例而言)其間放置有正進行成像之一患者之雙平面磁體產生B0場，使得B0場基本上垂直於身體之縱軸定向。舉例而言，在於2015年9月4日提出申請之標題為「Low-field Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus」之美國申請案第14/845652號(‘652申請案)或在於2015年9月4日提出申請之標題為「Ferromagnetic Augmentation for Magnetic Resonance Imaging」之美國申請案第14/846255號(‘255申請案)中闡述低場系統中之任一者，該等美國申請案中之每一者以全文引用方式併入本文中。

因此，傳輸/接收線圈經配置以產生及/或偵測橫向於此B0場之磁場，從而允許傳統高場MRI系統中不可能之幾何形狀。因此，經組態成產生橫向於身體之軸之一B0場之配置的B0磁體(例如，雙平面B0磁體)允許設計產生/偵測在身體之軸向方向上之磁場之傳輸/接收線圈，該等傳輸/接收線圈之某些實例在下文進一步詳細闡述。經組態以對基本上沿著身體之縱軸定向之MR信號分量作出回應之傳輸/接收線圈(亦即，經組態有與身體之縱軸基本上對準之一主軸之線圈)通常不可與產生與身體之軸對準之磁場的B0線圈(諸如通常用於高場MRI中之線圈)一起使用。然而，應瞭解，傳輸/接收線圈亦可經組態以結合MRI系統執行MR信號偵測，該等MRI系統具有產生在與身體之縱軸對準之一方向上之一B0場的一B0磁體(例如，具有一螺線管幾何形狀之B0磁體)。特定而言，根據某些實施例，提供具有擁有複數個匝之 一導體之一RF線圈，該複數個匝經組態以對正交於身體之縱軸定向之MR信號分量作出回應，該RF線圈之某些實例在下文進一步詳細闡述。

發明者已瞭解到，關於高場及低場內容脈絡中之傳輸/接收線圈之不同因素中之一或多者促進使針對傳輸/接收線圈之設計最佳化以供在低場MRI中使用。為此，發明者已開發用於使RF線圈之組態最佳化以改良用於與一低場MRI系統一起使用之線圈之效能之技術。

發明者已瞭解到，起因於低場內容脈絡之因素促進磁場合成技術之使用以產生用於RF線圈之一般最佳線圈設計。磁場合成係一種用於使線圈模型化且在被通電時模擬由經模型化線圈產生之磁場之技術。然後考慮到對線圈模型之一或多個約束及/或線圈模型之參數，可根據某些準則調整線圈模型之參數以找出產生一所要磁場之一組參數。由於數個因素，因此磁場合成技術迄今為止一般不可適用於設計用於高場MRI系統之RF線圈。特定而言，部分由於此等線圈當在高場型態中使用時需要共振之相對高頻率，因此此等磁場合成技術在設計用於與高場MRI系統一起使用之RF線圈時並非有效。具體而言，操作之頻率愈高，用以傳輸及接收所需之電流路徑愈短。因此，已知磁場合成技術在設計具有(舉例而言)用以在高場內容脈絡中偵測MR信號所需要之短電流路徑之接收線圈時並不有用。舉例而言，磁合成技術是沒有用的及/或不被需要以組態通常用於高場MRI中之具有一短電流路徑之一單匝導體。

如上文所論述，用於低場MRI中之傳輸及接收之顯著較低操作頻率(亦即，傳輸脈衝及所發射MR信號之顯著較低頻率)允許比高場MRI基本上更長之電流路徑，此產生針對以供在低場MRI系統中使用之RF線圈之創新性新設計。舉例而言，一個一般經驗法則係一共振線圈中之導體之長度應不超過共振頻率下之波長之十分之一。因此，具有3T 之一B0磁場之一高場MRI系統在大約128MHz下操作且因此具有大約2.3米之一波長。因此，針對此一高場系統之傳輸/接收線圈中之導體之長度應不超過23釐米。相比而言，具有0.1T之一B0場之一低場MRI系統在大約4.3MHz下操作且因此具有大約70米之一波長，且因此傳輸/接收線圈可包含具有最高達大約7米之長度之導體。具有0.05T之一B0場之一低場MRI系統在大約2.15MHz下操作(~140米波長)且對應傳輸/接收線圈可利用具有最高達14米之長度之導體等等。發明者已認識到，低場型態中所准許之顯著較長導體長度允許高場型態中不可能之傳輸/接收線圈組態。另外，所增加導體長度促進磁場合成之使用以判定最佳傳輸/接收線圈組態。

發明者已認識到，磁場合成技術可用於設計用於低場MRI之RF線圈，且已開發用以使RF線圈之組態最佳化以改良傳輸效率及/或改良在偵測在一低場MRI環境中發射之MR信號時之功效的技術。發明者已開發增加MR信號偵測之敏感性之RF線圈組態，因此改良系統之SNR。

如上文所論述，MR信號係旋轉或圓形極化磁場。發明者已開發經組態用於低場型態之RF線圈設計，該等RF線圈設計包括複數個線圈，該複數個線圈具有各別不同主軸以對MR信號之經不同定向磁場分量(本文中被稱為MR信號分量)作出回應以改良MR信號偵測之SNR。舉例而言，一第一線圈及一第二線圈可經配置以具有各別主軸，該等主軸正交或基本上正交於彼此(亦即，正交線圈)以對所發射MR信號之正交分量作出回應(例如，以偵測一圓形極化MR信號之正交線性極化分量)。以此方式，該對線圈獲得對相位移位90°之一MR信號之雙重量測，該等量測可藉由(舉例而言)組合該等雙重量測而用於改良MR信號偵測之SNR，如下文進一步詳細論述。

應瞭解，複數個線圈之各別主軸可以其他關係(例如，非正交關 係)相對於彼此定向。舉例而言，針對一給定表面之一對線圈之主軸之正交性可難以達成。一般而言，一對線圈之主軸越接近於正交SNR之改良越大，最高達2的平方根之一改良。另外，其中主軸係非正交之線圈可呈現互感且可需要以減輕互感之一方式組態各別線圈，此之某些技術在下文進一步詳細闡述。

根據某些實施例，經組態以對MR信號作出回應之一RF傳輸/接收組件包括：一第一線圈，其由根據一第一線圈組態配置成複數個匝或迴圈之至少一個導體形成，該第一線圈具有一第一主軸；及一第二線圈，其由根據一第二線圈組態配置成複數個匝或迴圈之至少一個導體形成，該第二線圈具有不同於該第一主軸之一第二主軸。舉例而言，該第一線圈組態及該第二線圈組態可使得該第一主軸及該第二主軸基本上正交於彼此，但亦可使用各別主軸之間的其他關係。以此方式，該等第一及第二線圈可偵測一MR信號之不同分量(例如，一圓形極化MR信號之正交線性極化分量)以改良MR信號偵測之SNR。根據某些實施例，使用磁合成技術分別判定該等第一及第二線圈之該等第一及第二線圈組態，但亦可使用其他技術(例如，人類直覺、憑經驗等)而判定該等線圈組態，此乃因態樣在此方面不受限制。根據某些實施例，該第一線圈及該第二線圈經配置於一支撐結構之單獨層上以提供具有經改良SNR之一RF傳輸/接收組件，此之某些實例在下文進一步詳細闡述。

發明者已進一步瞭解到，一接收線圈之一最佳組態可在個體之間不同。舉例而言，一個體之頭部之大小及形狀可影響針對彼個體之一RF線圈之最佳組態。為解決此變化性，發明者已開發用於使針對一特定個體之一或多個接收線圈最佳化之技術。根據某些實施例，獲得對特定個體之一目標解剖結構之量測(例如，頭部量測、軀幹量測、附肢量測等)且使用所獲得量測執行本文中所闡述之最佳化技 術。因此，可獲得針對一特定個體之接收線圈之一最佳組態。根據某些實施例，根據所判定之最佳組態製作(例如，經由三維(3D)印刷)用於目標解剖結構之接收線圈之一支撐件(例如，一頭盔)。因此，可迅速且具成本效益地產生一最佳RF線圈，且該最佳RF線圈可係針對一特定個體及/或解剖結構之部分而定製的。

下文接下來係對與用於產生(舉例而言)以供在低場MRI中使用之RF線圈之方法及設備有關的各種概念之更詳細說明，且係該等方法及設備之實施例。應瞭解，可以眾多方式中之任一者實施本文中所闡述之實施例。下文僅出於說明性目的提供特定實施方案之實例。應瞭解，可個別地、全部一起或以兩個或兩個以上之任何組合使用所提供之實施例及特徵/能力，此乃因本文中所闡述之技術之態樣在此方面不受限制。

圖1係一MRI系統100(例如，一低場MRI系統)之例示性組件之一方塊圖。在圖1之說明性實例中，MRI系統100包括運算裝置104、控制器106、脈衝序列儲存裝置108、電力管理系統110及磁性組件120。應瞭解，系統100係說明性且除圖1中所圖解說明之組件之外或替代圖1中所圖解說明之組件，一MRI系統亦可具有任何適合類型之一或多個其他組件。

如圖1中所圖解說明，磁性組件120包括B₀磁體122、勻場線圈124、RF傳輸與接收線圈126以及梯度線圈128。磁體122可用於產生主磁場B₀。磁體122可係可產生一所要主磁場B₀之任何適合類型之磁性組件或磁性組件之組合(例如，電磁體、印刷磁性元件、永久磁體等中之任一者或其組合)。因此，一B₀磁體在本文中係指經組態以產生一B₀場之任何類型之磁性組件中之任一者或其組合。根據某些實施例，B₀磁體122可產生或促成一B0場，該B0場大於或等於大約20mT且小於或等於大約50mT，大於或等於大約50mT且小於或等於大 約0.1T，大於或等於大約0.1T且小於或等於大約0.2T，大於或等於大約0.2T且小於或等於大約0.3T，大於0.3T且小於或等於大約0.5T等。勻場線圈124可用於促成用以改良由磁體122產生之B0場之均勻性之磁場。

梯度線圈128可經配置以提供梯度場且(舉例而言)可經配置以在三個基本上正交方向(X、Y、Z)上在B0場中產生梯度。梯度線圈128可經組態以藉由使B0場(由磁體122及/或勻場線圈124產生之B0場)隨頻率或相位系統地變化來編碼所接收MR信號之空間位置而編碼所發射MR信號。舉例而言，梯度線圈128可經組態以使頻率或相位沿著一特定方向作為空間位置之一線性函數而變化，但亦可藉由使用非線性梯度線圈提供更複雜空間編碼規範。舉例而言，一第一梯度線圈可經組態以在一第一(X)方向上選擇性地變化B0場以在彼方向上執行頻率編碼，一第二梯度線圈可經組態以在基本上正交於第一方向之一第二(Y)方向上選擇性地變化B0場以執行相位編碼，且一第三梯度線圈可經組態以在基本上正交於第一及第二方向之一第三(Z)方向上選擇性地變化B0場以達成用於容積成像應用之切面選擇。

如上文所論述，MRI係藉由分別使用傳輸與接收線圈(通常被稱為射頻(RF)線圈)激勵並偵測所發射MR信號而執行。傳輸/接收線圈可包含用於傳輸及接收之單獨線圈，用於傳輸及/或接收之多個線圈，或用於傳輸及接收之相同線圈。因此，一傳輸/接收組件可包含用於傳輸之一或多個線圈，用於接收之一或多個線圈及/或用於傳輸及接收之一或多個線圈。傳輸/接收線圈亦通常被稱為Tx/Rx或Tx/Rx線圈以一般地係指一MRI系統之傳輸與接收磁性組件之各種組態。該等術語在本文中可互換使用。在圖1中，RF傳輸與接收線圈126包括一或多個傳輸線圈，該等傳輸線圈可用於產生RF脈衝以誘發一振盪磁場B₁。傳輸線圈可經組態以產生任何適合類型之RF脈衝。舉例而言， 傳輸線圈可經組態以產生在於2015年11月11日提出申請之標題為「Pulse Sequences for Low Field Magnetic Resonance」之美國專利申請案第14/938,430號(‘430申請案)中所闡述之脈衝序列中之任一者，該美國專利申請案以全文引用方式併入本文中。

可以任何適合方式構造磁性組件120中之每一者。舉例而言，在某些實施例中，可使用在於2015年9月4日提出申請之標題為「Low-field Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus」之美國專利申請案第14/845,652號(‘652申請案)中所闡述之技術製作、構造或製造磁性組件120中之一或多者(例如，全部)，該美國專利申請案以全文引用方式併入本文中。然而，本文中所闡述之技術在此方面不受限制，此乃因任何適合技術可用於提供磁性組件120。

電力管理系統110包含電子器件以向低場MRI系統100之一或多個組件提供操作電力。舉例而言，如下文更詳細地論述，電力管理系統110可包含一或多個電源供應器、梯度電力組件、傳輸線圈組件及/或用以提供適合操作電力以給低場MRI系統100之組件通電並操作該等組件所需要之任何其他適合電力電子器件。

如圖1中所圖解說明，電力管理系統110包括電源供應器112、電力組件114、傳輸/接收切換器116及熱管理組件118。電源供應器112包含用以向MRI系統100之磁組件120提供操作電力之電子器件。舉例而言，電源供應器112可包含用以向一或多個B₀線圈(例如，B₀磁體122)提供操作電力以產生用於低場MRI系統之主磁場之電子器件。在某些實施例中，電源供應器112係一單極、連續波(CW)電源供應器，然而，可使用任何適合電源供應器。傳輸/接收切換器116可用於選擇正操作RF傳輸線圈還是RF接收線圈。

電力組件114可包含：一或多個RF接收(Rx)前置放大器，其放大藉由一或多個RF接收線圈(例如，線圈126)偵測之MR信號；一或多個 RF傳輸(Tx)電力組件，其經組態以給一或多個RF傳輸線圈(例如，線圈126)提供電力；一或多個梯度電力組件，其經組態以給一或多個梯度線圈(例如，梯度線圈128)提供電力；及一或多個勻場電力組件，其經組態以給一或多個勻場線圈(例如，勻場線圈124)提供電力。

熱管理組件118為低場MRI系統100之組件提供冷卻，且可經組態以藉由促進由低場MRI系統100之一或多個組件產生之熱能遠離彼等組件之轉移而提供冷卻。熱管理組件118可不加限制地包含用以執行基於水或基於空氣之冷卻之組件，該等組件可與產生熱之MRI組件(其包含但不限於B₀線圈、梯度線圈、勻場線圈及/或傳輸/接收線圈)整合或緊鄰近於該等MRI組件配置。熱管理組件118可包含任何適合熱轉移介質(其包含但不限於空氣及液體冷卻劑(例如，水))以將熱轉移遠離低場MRI系統100之組件。

如圖1中所圖解說明，MRI系統100包含具有控制電子器件之控制器106(亦被稱為一主控台)，該等控制電子器件用於將指令發送至電力管理系統110且自電力管理系統110接收資訊。控制器106可經組態以實施一或多個脈衝序列，該一或多個脈衝序列用於判定在一所要序列中發送至電力管理系統110以操作磁組件120之指令。舉例而言，針對其中MRI系統100在低場處操作之實施例，控制器106可經組態以根據以下脈衝序列控制電力管理系統110以操作磁組件120：一零回波時間(ZTE)脈衝序列、一平衡穩態自由進動脈衝序列(bSSFP)、一梯度回波脈衝序列、一自旋回波脈衝序列、一反轉恢復脈衝序列、動脈自旋標記、擴散加權成像(DWI)及/或針對低場內容脈絡中之操作所規定之任何其他脈衝序列。可針對諸如以下各項之不同對比度類型應用用於低場MRI之脈衝序列：T1加權及T2加權成像、擴散加權成像、動脈自旋標記(灌注成像)、奧佛豪瑟(Overhauser)成像等。然而，亦可使用任何脈衝序列，此乃因態樣在此方面不受限制。控制器106可實施為硬 體、軟體或硬體與軟體之任何適合組合，此乃因本文中提供之本發明之態樣在此方面不受限制。

在某些實施例中，控制器106可經組態以藉由自脈衝序列儲存庫108獲得關於一脈衝序列之資訊而實施該脈衝序列，脈衝序列儲存庫108儲存用於一或多個脈衝序列中之每一者之資訊。由脈衝序列儲存庫108儲存之用於一特定脈衝序列之資訊可係允許控制器106實施該特定脈衝序列之任何適合資訊。舉例而言，儲存於脈衝序列儲存庫108中之用於一脈衝序列之資訊可包含：用於根據該脈衝序列操作磁性組件120之一或多個參數(例如，用於操作RF傳輸與接收線圈126之參數、用於操作梯度線圈128之參數等)；用於根據該脈衝序列操作電力管理系統110之一或多個參數；包括指令之一或多個程式，該等指令在藉由控制器106執行時致使控制器106控制系統100以根據脈衝序列操作及/或任何其他適合資訊。儲存於脈衝序列儲存庫108中之資訊亦可儲存於一或多個非暫時性儲存媒體上。

如圖1中所圖解說明，控制器106亦與經程式化以處理所接收MR資料之運算裝置104互動。舉例而言，運算裝置104可處理所接收MR資料以使用任何適合影像重構程序產生一或多個MR影像。控制器106可向運算裝置104提供關於一或多個脈衝序列之資訊以用於由該運算裝置進行之資料之處理。舉例而言，控制器106可向運算裝置104提供關於一或多個脈衝序列之資訊且該運算裝置可至少部分地基於所提供資訊執行一影像重構程序。

運算裝置104可係可處理所獲取MR資料且產生正進行成像之拍攝對象之一或多個影像之任何電子裝置。在某些實施例中，運算裝置104可係一固定電子裝置，諸如一桌上型電腦、一伺服器、一機架安裝電腦、一工作站或可經組態以處理MR資料且產生正進行成像之拍攝對象之一或多個影像之任何其他適合固定電子裝置。另一選擇係， 運算裝置104可係一可攜式裝置，諸如一智慧電話、一個人數位助理、一膝上型電腦、一平板電腦或可經組態以處理MR資料且產生正進行成像之拍攝對象之一個或多個影像之任何其他可攜式裝置。在某些實施例中，運算裝置104可包括任何適合類型之多個運算裝置，此乃因本文中所提供之本發明之態樣在此方面不受限制。一使用者102可與運算裝置104互動以控制低場MR系統100之態樣(例如，使系統100程式化以根據一特定脈衝序列操作、調整系統100之一或多個參數等)及/或查看由低場MRI系統100獲得之影像。

圖2A及圖2B圖解說明一B0磁體之例示性雙平面幾何形狀。藉由磁體222a及222b示意性地圖解說明B0磁體222，磁體222a及222b基本上平行於彼此配置以通常沿著軸245在於磁體222a與222b之間(亦即，其中B0場之均勻性適合於MRI之磁體之間的一區域)提供一視域所要之無論哪個方向上產生一B0場。此雙平面配置允許產生一通常「開放」磁共振成像系統。一RF線圈(或多個RF線圈)經示意性地圖解說明為RF線圈226，該(等)RF線圈經配置以通常沿著軸225(亦即，RF線圈226之主軸)產生一脈衝式振盪磁場以刺激一MR回應且偵測MR信號。例示性RF線圈226經配置以偵測基本上沿著主軸225定向之MR信號分量(亦即，與該線圈之主軸對準之MR信號之線性極化分量)。如上文所論述，低場MRI之相對低操作頻率允許不適合於在高場內容脈絡中使用之線圈設計。發明者已開發改良線圈傳輸RF脈衝序列及/或偵測所發射MR信號之能力之RF線圈設計，某些該等RF線圈設計在下文進一步詳細論述。發明者已進一步開發用於使用磁合成根據一所要準則使一RF線圈之導體之配置最佳化的技術，該等技術之某些實例亦在下文進一步詳細闡述。

圖3A及圖3B圖解說明一射頻(RF)頭部線圈之數個視圖，該RF頭部線圈經組態以在一低場MRI系統中傳輸適當RF脈衝序列且回應於該 RF脈衝序列偵測所發射MR信號。傳輸/接收線圈300可(舉例而言)對應於圖2中所圖解說明之RF線圈226且傳輸/接收線圈300特定而言經組態以獲得頭部之MR影像。如所展示，傳輸/接收線圈300包含一基板350，該基板經形成以容納待進行成像之一拍攝對象之頭部。基板可形成有凹槽，根據一所要幾何形狀在該等凹槽中提供(例如，纏繞)導體330。基板包含用以容納頭部之一頭盔部分及一支撐底座，使得一患者可在一平躺位置中將頭部舒適地安置於頭盔內。

如所圖解說明，導體330纏繞在基板350上成一螺旋幾何形狀，使得在操作時，線圈在沿著軸305之方向上產生一磁場且可偵測沿著同一軸定向之磁場。如此，軸305對應於由導體330形成之線圈之主軸。導體330包括形成一單通道傳輸與接收線圈之一單連續導線。在圖3A及圖3B中之例示性傳輸/接收線圈300具有大約14米之一傳導路徑。如上文所論述，高場MRI之高頻率(例如，大於64Mhz)需要RF線圈之傳導路徑係極短的以正確操作(例如，大約數釐米)。因此，此例示性傳輸/接收線圈中之導體之長度遠遠超過(超出一個數量級或更多)由高場MRI型態之高頻率所施加之限制。然而，所圖解說明組態並非經最佳化的，且因此頭部線圈之效能可係次佳的，從而導致較低品質影像。

發明者已開發用以改良線圈功效(例如，改良遞送至一拍攝對象之RF脈衝及/或改良偵測回應於RF脈衝序列所發射之MR信號之敏感性)之RF線圈組態。因此，可偵測到產生較高SNR之所增加信號，該信號在其中與高場對應者相比MR信號係相對弱的低場MRI中係一尤其重要因素。發明者已進一步開發用以判定RF線圈上之導體之一通常最佳配置(例如，組態)以改良所得線圈在低場內容脈絡中偵測所發射MR信號及/或傳輸RF能量之能力的技術。如下文進一步詳細論述，本文中所闡述之技術可應用於任何所關注表面以提供具有用於解剖結 構(例如，頭部、軀幹、臂部、腿部、膝部等)之任一或任何部分之任何所要幾何形狀的RF線圈。

圖4A圖解說明根據某些實施例判定一RF線圈組態之一方法。在動作410A中，提供RF線圈之一模型。術語「模型」在本文中係指一RF線圈之任何數學表示或可自其導出一RF線圈之一表示的表示。舉例而言，一RF線圈之一模型可包含諸如一個三角化網格之一幾何形狀表示或由幾何基元構建之其他表示。另外，模型可藉由隱式表面闡述及/或可包含其他類型之適合數學表示或其組合。適合模型通常(舉例而言)藉由允許以下操作而允許使用該模型執行磁場合成：模擬經模型化RF線圈之操作以在經模擬操作之後旋即合成在一所關注區域內產生之磁場。一模型通常具有一或多個參數，當經設定至一組給定各別值時，該一或多個參數表徵模型之一特定組態。變化該等參數中之一或多者之值變化該模型之組態。可(舉例而言)藉由根據一給定準則找出係最佳的模型之一組態(例如，闡述該模型之一或多個參數之組合)而自一最佳化模型組態導出一最佳化RF線圈組態，如下文進一步詳細論述。

在動作420A中，使用RF線圈之模型判定RF線圈之一組態。舉例而言，可使用該模型執行一最佳化以判定RF線圈之一組態，該組態滿足至少一個約束且在模擬該模型之運算時產生滿足至少一個準則之一磁場。根據某些實施例，針對磁場之至少一個準則包含磁場均勻性。舉例而言，可制定一最佳化，使得其識別在模擬RF線圈之模型時在一所關注區域內產生滿足一均勻性準則(例如，小於一規定百分比之非均一性)之一磁場的模型之一組態。根據某些實施例，至少一個準則包含一磁場強度準則。可使用促進自模型之一最佳化組態判定RF線圈之一所要組態的任何適合準則或準則之組合。根據某些實施例，使用不同參數闡述模型組態及RF線圈組態。舉例而言，模型組 態可表示具有對應於電流密度之參數之一表面電位，且RF線圈組態表示三維空間中之一導體(例如，導線)之配置。根據某些實施例，可識別一最佳模型組態(例如，藉由根據一給定準則判定一組最佳參數)且可自該最佳化模型組態判定一RF線圈組態。判定該RF線圈組態可涉及一第二最佳化，但在其他實施例中，以其他方式判定RF線圈組態(例如，判定一最佳線圈組態可涉及多個階段)。根據某些實施例，結合使模型組態最佳化而判定最佳RF線圈組態。舉例而言，模型組態及RF線圈組態可以類似方式參數化，使得取決於RF線圈經模型化之方式，通常藉由使模型組態最佳化而判定最佳RF線圈組態。

如上文所論述，一最佳化可包含鑒於至少一個約束找出滿足一給定準則之最佳參數值。至少一個約束可係促進滿足RF線圈之一或多個設計規範之一組態(一模型組態及/或線圈組態)的任何約束或約束之組合。根據某些實施例，至少一個約束包含RF線圈組態之電阻。舉例而言，最佳化可強制執行一RF線圈組態之一最大電阻或在相對於一給定準則判定一最佳組態時以其他方式使線圈電阻最小化。根據某些實施例，至少一個約束包含RF線圈之電感。舉例而言，最佳化可強制執行一RF線圈組態之一最大電感或在相對於一給定準則判定一最佳組態時以其他方式使線圈電感最小化。可另外或另一選擇係使用任何其他約束或約束之組合而判定一線圈組態，此之某些實例在下文進一步詳細闡述。

作為執行步驟420A之一結果，獲得RF線圈之一組態。如上文所論述，可藉由闡述RF線圈之一組參數定義一線圈組態。根據某些實施例，RF線圈之組態闡述一或多個導體之三維幾何形狀(例如，闡述一或多個導體配置於三維空間中之方式)。舉例而言，該組態可闡述匝或迴圈之數目以及RF線圈之至少一個導體之匝之間的間隔及/或至少一個導體經配置之方式的任何其他闡述。該組態可係一RF線圈之 一或多個導體配置於一所關注表面上方之方式的任何闡述及/或一或多個導體之特性及/或特徵之任何闡述，此乃因態樣在此方面不受限制。根據某些實施例，自藉由使一RF線圈模型之一或多個參數最佳化所獲得之一模型組態判定一線圈組態。舉例而言，RF線圈組態可包含決定以下各項之參數：RF線圈之匝之數目、匝之間的間隔及/或導體(例如，線圈中之導線)之位置等。一般而言，RF線圈組態之一或多個參數至少部分地界定實體RF線圈之所關注表面上方之實體導體之分佈及/或配置。下文結合線圈最佳化技術之某些實例論述進一步細節。

圖4B圖解說明根據某些實施例使一RF線圈之一組態最佳化之一方法。在動作410B中，獲得RF線圈之一模型。可使用結合圖2A在上文所論述之任何技術，或使用用於提供對RF線圈之一表示之任何適合技術獲得或提供模型。

在動作420B中，針對模型之一特定組態而模擬經模型化RF線圈之操作。舉例而言，假定一特定模型組態，合成藉由模擬模型之運算而產生之磁場。根據某些實施例，模擬可涉及藉由模擬RF線圈之模型之表面上之電流而合成在一所關注區域內之一組點處產生之磁場。在動作422中，比較經合成磁場與一給定準則以自一最佳化角度評估該組態是否係令人滿意的(例如，其是否滿足一給定準則)。根據某些實施例，該準則可呈具有一或多個約束之一函數及/或待最小化及/或待最大化之一或多個變數之形式。舉例而言，函數之最佳化可力圖使在一所關注區域內產生之磁場最大化，同時使RF線圈之電感及/或電阻最小化(或將電感及/或電阻約束為低於各別所規定值)。然而，可鑒於任何組約束使用任何組變數，此乃因本文中所闡述之技術並不限於與任何特定最佳化或最佳化方案一起使用。

特定線圈設計及設計約束可至少部分地指出在使一RF線圈之組 態最佳化時考量何種因素。可在一最佳化公式中評估用於一RF線圈之設計之非限制性因素(例如，呈待最小化或待最大化之變數之形式或作為約束)包含以下各項中之任一者或其組合：磁場強度、磁場均勻性、線圈效率/敏感性、線圈電感、線圈電阻、導線長度、導線厚度、導線間隔等。此等因素中之任一者或組合之相對重要性可經加權，使得可獲得根據給定設計約束之一最佳組態。

若在動作422中判定由模擬具有電流組態之模型之運算產生之解決方案(例如，一給定函數之評估)根據一預定度量係最佳的，則程序繼續進行至動作460，其中基於模型組態判定一RF線圈組態。舉例而言，經最佳化模型組態可用於判定當操作時將產生大約如同自模型組態模擬之磁場之一磁場的一線圈組態。根據某些實施例，藉由至少部分地基於模型組態判定一RF線圈之導線輪廓而自經最佳化模型組態判定線圈組態。舉例而言，一輪廓化技術(此之一實例在下文論述)可用於判定經最佳化RF線圈之導線輪廓，且導線輪廓可隨後用於產生如動作470中所圖解說明之實際實體RF線圈，此之進一步態樣在下文闡述。亦即，輪廓闡述一線圈組態且可用作藉此配置RF線圈之實體導體之圖案。

若在動作422中判定解決方案根據預定度量並非最佳的(例如，不滿足一給定準則)，則程序繼續進行至動作430，其中可修改模型之一或多個參數以產生一經更新模型組態。在使模型組態最佳化時，程序返回至動作420以使用經更新模型組態模擬RF線圈之操作，且程序反覆直至判定最佳組態為止(例如，根據一給定準則使決定模型組態之該組一或多個參數最佳化)。可根據任何適合最佳化方案挑選針對下一反覆更新組態之方式。藉由重複動作420、422及430，可根據藉由準則表徵之某些度量使RF線圈之模型之組態最佳化(例如，藉由使一適合函數最佳化)。自最終模型組態，可獲得一通常最佳RF線圈組 態。應瞭解，使一模型組態及/或一RF線圈組態最佳化不需要產生一全域或絕對最佳解決方案，而僅需要會聚至對「最佳」之某一充分度量。如此，針對一給定模型及公式，可存在眾多「最佳」解決方案。

圖5圖解說明根據某些實施例之圖4中所闡述之一般方法之一實例性實施方案。在動作510中，使用對應於將向其提供RF能量且將偵測至其之MR信號的一所關注區域(例如，一低場MRI系統之視域)之一表面之一個三維網格提供一RF線圈之一模型。根據某些實施例，網格包括在表面元素之頂點處藉由節點連接之複數個表面元素。在圖6A及圖6B中展示具有三角形表面元素之網格之非限制性實例，該等三角形表面元素可根據某些實施例用作一RF線圈之一模型之一基礎。特定而言，圖6A圖解說明對應於一頭部線圈之一例示性網格600A。網格600A係藉由複數個三角形(例如，三角形610)形成，該複數個三角形係藉由與一或多個毗鄰三角形共用邊而連接。每一三角形頂點或節點(例如，節點620)係由一或多個毗鄰三角形共用，但表面元素之任何適合組態皆可用於形成一網格。在某些實施例中，網格包括大約1000個至4000個三角形，但應瞭解，可使用任何適合數目個三角形，且網格中之三角形之數目及/或形狀可至少部分地取決於進行模型化之表面。

圖6B圖解說明對應於經調適以用於對腿部(舉例而言，膝部或其其他部分)進行成像之一RF線圈的一例示性網格600B。如同圖6A中之網格，所要表面經三角化以形成在共用頂點或節點(例如，節點620)處互連之複數個三角形(例如，三角形610)。應瞭解，圖6A及圖6B中所圖解說明之例示性表面僅係說明性的且可使用任何所要基元針對任何任意幾何形狀定義一網格。亦即，具有任何幾何形狀(例如，三角形、方形、六邊形、八邊形等)之表面元素可用於定義任何表面上方之一網格。應進一步瞭解，使用一網格僅係可適合用於在提供一RF 線圈之一模型時使用之一幾何表示之一項實例。

一網格(諸如圖6A及圖6B中所圖解說明之網格)提供使一RF線圈模型化之一靈活表示，此乃因可使用一網格表示任何任意表面，因此促進針對人體之解剖結構之任何所要部分(包含但不限於頭部、頸部、軀幹、一或多個附肢或其部分(例如，臂部、腿部、手部、足部或其部分)及/或解剖結構部分之任何組合)之一RF線圈之模型化以產生經最佳化以用於與人體之任何所要部分一起使用之一RF線圈。

再次參考圖5，在動作520中，可模擬RF線圈之模型之運算。舉例而言，使用圖6A及圖6B中所圖解說明之實例性三角形網格600A或600B，可至少部分地藉由以下操作來模擬模型之運算：模擬圍繞網格中之每一節點之電流環路(例如，藉由模擬穿過圍繞毗鄰三角形之共用節點之毗鄰三角形之電流環路)，且計算由在於一所關注區域內選定之指定目標點處之各別電流環路產生之磁場。具體而言，可選擇在其處計算由模擬圍繞三角形網格之節點之電流環路所產生之磁場的若干目標點(例如，在三角形網格內部之100個至1000個指定點)。一般而言，以使得適合地表徵貫穿所關注區域之磁場之一方式選擇並分佈目標點。所關注區域可(舉例而言)與成像系統之視域相關聯，但亦可對應於其他所關注區域。

根據某些實施例，模擬在網格中之每一節點處之電流環路，且判定由在每一目標點處之電流環路中之每一者產生之所得磁場以獲得關於目標點中之每一者上之每一電流環路之效應之資訊。舉例而言，以此方式模擬模型之運算可用於獲得一資料矩陣，該資料矩陣對應於回應於經模擬之每一各別電流環路而在目標點中之每一者處產生之磁場。可繼而藉由一適合最佳化演算法對此資料進行操作，此之實例在下文進一步詳細闡述。根據某些實施例，電流環路中之每一者之強度至少部分地形成在最佳化期間變化之一組參數。亦即，一適合最佳化 演算法選擇用於電流環路中之每一者之強度以(舉例而言)使一給定函數(例如，在網格之表面上藉由電流環路定義之一電位函數)最大化或最小化，或其他適合制定之最佳化以在所關注區域中之目標點中之每一者處達成所要磁場特性。

在使用表面電流環路模擬RF線圈之操作之後，圖5之實例性程序以如結合圖4之實例性程序在上文所論述之一類似方式繼續進行。舉例而言，根據某些實施例，可藉由模擬圍繞表面元素之節點(例如，三角形網格之頂點)之電流環路來執行模型之運算以使在網格之表面上定義之一電位函數最佳化。在此一實例性最佳化中，通過圖5中所展示之動作520、522及530反覆產生一經最佳化表面電位，該表面電位至少部分地藉由變化在三角化網格上方模擬之電流環路之強度直至所產生之磁場滿足一給定準則為止而達成。圖7A及圖7B分別圖解說明模型組態705a及705b。在圖7A及圖7B中所圖解說明之例示性實施例中，模型組態係部分地藉由已使用本文中所闡述之技術最佳化之表面電位來表徵。特定而言，圖7A及圖7B中之陰影繪示磁標量表面電位(例如，電流密度之流函數，如下文結合圖12中所圖解說明之例示性最佳化進一步詳細論述)，該磁標量表面電位之值係在最佳化期間判定。可自此表面電位函數判定一線圈組態，如下文進一步詳細論述。在圖7A及圖7B中所圖解說明之例示性實施例中，表面電位函數對應於表面上之經整合電流密度，該等經整合電流密度係至少部分地藉由變化網格中之節點處之電流環路之電流強度參數直至模型組態之模擬已最佳化為鑒於一或多個約束滿足一給定準則為止而獲得。

在動作560中，可自模型組態判定一RF線圈組態。舉例而言，圖7A及圖7B中所圖解說明之模型組態705a及705b(例如，一電位函數)可經轉換為輪廓，該等輪廓分別指示針對一RF頭部線圈及腿部線圈之導體之配置。圖8A及圖8B圖解說明一線圈組態815，該線圈組態由 針對自圖7A中所圖解說明之模型組態705a判定之一頭部線圈之導體之輪廓線(例如，例示性輪廓線880)表徵。舉例而言，針對圖8A及圖8B中所圖解說明之例示性線圈組態，輪廓線經選擇以便產生經最佳化模型組態之電流密度(亦即，圖7A及圖7B中所圖解說明之表面電位函數之微分)。由於一線圈組態之輪廓線表示可最後藉由一單導體(例如，經纏繞以根據線圈組態之輪廓形成複數個匝或迴圈之一單導體)實現之一線圈之電流路徑，因此每一輪廓線具有相同電流。因此，為達成藉由模型組態闡述之變化之電流密度，輪廓線之間隔因此變化。具體而言，較高電流密度之區域將產生在一起間隔較近之輪廓而較低電流密度之區域將產生間隔開更遠之輪廓。因此，可藉由找出一模型組態之表面電位函數內之相等電位之輪廓線(例如，通過圖7A及圖7B中所圖解說明之表面電位函數之相等標量值之輪廓線)而自該模型組態判定一線圈組態。可至少部分地使用任何適合輪廓化或位準設定演算法達成以此方式自一模型組態判定一線圈組態。

圖8A圖解說明覆疊於自其判定輪廓之模型組態上之線圈組態815，且圖8B圖解說明線圈組態815本身。RF線圈之導體之輪廓線經選擇以產生基本上在使用經最佳化模型組態模擬模型時產生之磁場。以此方式，可判定一通常最佳線圈組態815。亦即，藉由輪廓在空間中之配置表徵之例示性線圈組態815定義根據一所要準則最佳化之一導體圖案。如圖8A及圖8B中所圖解說明，在所得RF線圈組態中，輪廓之間的間隔(例如，RF線圈之導體中之匝之間的間隔)係非均一的，其中輪廓朝向RF線圈組態之底座間隔更緊密。因此，與圖3中所圖解說明之線圈(其具有基於人類直覺的在跨頭盔表面之線圈之導體之匝之間具有基本上均一間隔的一組態)相比而言，圖8A及圖8B中所圖解說明之經最佳化線圈組態在眾多輪廓之間具有非均一間隔，使得所得RF線圈將在形成該RF線圈之導體之眾多匝或迴圈之間具有非均一間 隔(提供不可能僅僅使用人類直覺或藉由經驗試誤達成之一最佳解決方案的一組態)。另外，雖然圖3中之線圈組態具有基本上規則輪廓，但經最佳化線圈組態導致多個不規則輪廓。因此，最佳化產生不可能在僅僅依賴於人類直覺時所達成之一組態解決方案。圖9A及圖9B圖解說明自圖7B中所圖解說明之模型組態705b判定之一經最佳化RF腿部線圈組態915。

可然後使用一RF線圈組態(例如，圖8A、圖8B、圖9A及圖9B中所圖解說明之例示性線圈組態)來根據所判定組態產生一RF線圈。舉例而言，為產生一RF線圈，通常將需要把RF線圈組態轉移至一支撐結構，舉例而言，針對圖8A及圖8B中所圖解說明之頭部線圈組態815之待由一拍攝對象穿戴之一頭盔。根據某些實施例，一RF線圈組態用於藉由將RF線圈組態之輪廓施加至一基板來產生一RF線圈，該基板反過來用於固定RF線圈之表面上方之導體之配置。圖10A及圖10B圖解說明具有形成於一基板1050中之凹槽(例如，凹槽1080)的一頭盔1000之一幾何渲染之不同視圖，該等凹槽對應於在於前文中所闡述之例示性最佳化期間經計算用於導體之位置。舉例而言，可對應於自模型組態705a判定之線圈組態815之輪廓而提供凹槽1080。特定而言，一線圈組態之輪廓可映射至一支撐結構或基板之表面以提供在其處施加線圈導體之位置(例如，用以提供用於線圈導體之凹槽之位置)。凹槽之尺寸(例如，凹槽之寬度及深度)可經挑選以便容納待用於形成射頻線圈之導體。一旦經渲染(例如，自表面網格及經最佳化線圈組態)，此表面便可然後經製造(例如，使用一3D印表機)以迅速且具成本效益地產生用於一RF頭部線圈之一頭盔(舉例而言)以供在低場MRI中使用。如圖10A中所圖解說明，一凹槽1085經提供以對應於導體之輪廓(例如，對應於自一經最佳化模型組態獲得之線圈組態之輪廓)而連接凹槽1080。凹槽1085允許一單導體纏繞在基板1050上之所提供凹 槽內以提供導體之複數個匝，如下文進一步詳細論述。

圖11圖解說明圖9A及圖9B中之RF線圈組態915所應用以產生用於一腿部線圈之支撐的一例示性基板或支撐件1100。特定而言，支撐件1100包括形成於基板1150中之凹槽(例如，凹槽1180)，該等凹槽對應於圖9A及圖9B中所圖解說明之例示性RF線圈組態915之輪廓。支撐件1100包含凹槽1185，凹槽1185經提供以連接凹槽1180以促進一導體根據一所要線圈組態在凹槽1180內連續定位成複數個匝。

一旦產生支撐結構(例如，頭盔1000、支撐件1100或經組態用於特定解剖結構之其他幾何形狀)，便可將導體(例如，導線)施加至該結構(例如，藉由將導體定位於凹槽內)以產生具有一經最佳化線圈組態之一RF線圈。舉例而言，一單導體可定位於形成於根據各別RF線圈之幾何形狀製造的一支撐結構中之凹槽內(例如，一導線可分別放置於圖10及圖11中所圖解說明之凹槽1080、1180內)以至少部分地產生具有經改良傳輸/接收特徵之一RF線圈。應瞭解，一線圈組態可使用一適合技術應用於一支撐結構且不限於在基板支撐結構中提供凹槽。亦即，一導體可根據一所要線圈組態以任何適合方式耦合至一支撐結構，此乃因態樣在此方面不受限制。使用一經最佳化線圈組態產生之一RF線圈可對所發射MR信號呈現增加之敏感性，從而改良一低場MRI系統之SNR。下文詳細論述使用本文中所闡述之技術製造之RF線圈之進一步實例。

此等支撐結構可經製造之簡易性促進產生用於特定個體及/或身體之特定部分定製RF線圈。結合定製用於特定個體之RF線圈，可使用雷射或其他測距(range finding)裝備及/或使用(舉例而言)卡尺經由手動量測獲得對特定個體之量測以取得正進行成像之解剖結構之部分之重要尺寸之量測。量測及/或距離資料可用於形成以供在使一RF線圈模型化時使用之一表面(例如，量測資料可用於再現對應於特定患 者之所關註解剖結構之幾何形狀之一網格)。然後可執行本文中所闡述之最佳化技術以定位一最佳RF線圈組態，可繼而使用該等最佳化技術來產生(例如，經由3D印刷)用於該最佳線圈組態之針對特定患者定製之一支撐件。因此，可判定經最佳化線圈組態並且相對迅速且高效地產生針對所關注任何任意幾何形狀之對應線圈。

如上文所論述，一RF線圈之設計可涉及滿足特定設計約束及/或要求。根據某些實施例，線圈電感及/或線圈電阻經評估以約束RF線圈組態之最佳化。如上文所論述，為正確操作，使RF傳輸/接收線圈共振。因此，電感之一增加需要耦合至線圈之調諧電路中之電容之一增加以達成共振。增加之電阻藉由增加線圈之共振之頻寬而影響線圈之品質(Q)因子，從而使線圈在刺激一MR效應時較不有效且在偵測所發射MR信號時較不敏感。一特定系統可具有規定線圈之電感及/或電阻之設計要求(例如，用以達成具有一所規定Q因子之一線圈或用以匹配一所規定調諧電路等)。因此，藉由評估線圈電感及/或線圈電阻(例如，藉由使其值最小化或對其值設定限制)，可使一RF線圈組態最佳化(假定所規定設計約束)。

根據某些實施例，利用包含對應於一或多個設計約束(例如，線圈電阻、線圈電感、場均勻性等)之額外項的一正則化方案。舉例而言，線圈電感及/或線圈電阻可被包含為最佳化中之額外項。結合圖6中所圖解說明之實例性RF線圈模型，可針對經模擬電流環路中之每一者計算線圈電阻及/或電感。因此，可產生對應於磁場強度以及諸如線圈電阻或電感之一或多個額外約束的資料。舉例而言，一磁場強度矩陣可經計算為一第一項且一線圈電阻矩陣可經計算為一第二項，其中最佳化操作以達成所要磁場特性同時使線圈電阻最小化。應瞭解，可在最佳化中包含針對任何所要約束之額外項。選定項可視需要經加權，使得最佳化產生所要值(例如，網格之表面上之函數的鑒於 所規定約束產生一最佳結果之值)。

應瞭解，可在最佳化中包含任何數目或類型之約束以滿足一特定設計之要求。舉例而言，一給定設計可需要使用具有給定厚度或寬度之一導線。為防止最佳化選擇其中導線過緊密地定位在一起之一組態(例如，其中表面上之一或多個位置處之導線(例如，導體之匝)之間的間隔小於導線之寬度的一解決方案)，可在最佳化中包含在形成線圈之傳導路徑之導線之間施加一最小間隔的一項。可藉由在最佳化中包含對應於用於使用具有固定厚度之導線導體之設計的導線長度之一項來實施線圈電阻約束，如下文進一步詳細論述。

下文結合圖12中所圖解說明之說明性及非限制性程序進一步詳細闡述用於判定一RF線圈之一組態之一方法的一實例性實施方案。應瞭解，下文所闡述實施方案僅係使一RF線圈組態最佳化之方式之一項實例且可使用任何其他適合技術，此乃因使用RF線圈之一模型判定一RF線圈之一組態並不限於任何特定實施方案。在動作1210中，接收待模型化之一表面幾何形狀。如上文所論述，任何任意表面幾何形狀可用於根據本文中所闡述之技術產生一RF線圈。在動作1212中，建立表面幾何形狀之一模型。在此例示性模型中，表面幾何形狀可被視為一薄導電表面S，其在一點r' 處藉由表面之單位法向量定義為(r' )。在S上流動之電流在 r' 處藉由電流密度向量表示為J(r')。當電流密度經約束至表面S且係無發散的，可在表面S上定義一電位函數(流函數)。表面S上之電流密度在與表面S分離之一所關注區域V上產生磁場B(r)。表面S上之所產生磁場B(r)與電流密度之間的關係可陳述為：

可藉由求解反問題以得出將在所關注區域V上提供一給定磁場 B(r)之表面S上之電流密度J(r' )來至少部分地執行最佳化。為求解此反問題，可使問題離散化。對於表面S，可使用由一組平坦三角形表面元素(其在表面元素之拐角處具有節點(例如，如圖6中所圖解說明))定義之一網格使電流密度J(r' )離散化。如上文所論述，另一選擇係可使用除三角形之外的表面元素之形狀來形成用以使表面S離散化之網格。電流密度之一流函數 ψ (r' )可作為針對網格之每一節點I _n 之一組基底函數而離散化為：

在(2)中， ψ _n (r' )係針對網格之第n節點之流函數基底函數。以上針對一節點之實例性流函數闡述穿過共用節點之網格之所有三角形元素在表面S上流動之一電流環路。可迫使網格之邊緣上之節點具有相同流函數值以防止電流流入及流出邊緣。在反解中，在網格之每一節點處之流函數值充當可使用本文中所闡述之技術最佳化之自由參數。

程序然後繼續進行至動作1214，其中使所關注區域V中之磁場B(r)離散化。可藉由界定駐存於區域V內之一組目標點而使磁場離散化。目標點可在除表面S上之外的空間中具有任何位置，且一起界定所關注目標區域V。在如下文更詳細闡述之某些實施例中，該組目標點可包含對應於其中期望一最大磁場之一第一區域之第一目標點及對應於其中期望一最小(例如，零)磁場之一第二區域之第二目標點。舉例而言，第一目標點可位於表面S內部之一體積中，然而第二目標點可位於表面S外部。包含第二目標點除使線圈設計最佳化以在待成像之一區域(舉例而言，一低場MRI系統之視域)中提供一所要磁場之外亦達成提供遮蔽益處之RF線圈之設計。

圖12之程序然後繼續進行至動作1216，其中藉由(舉例而言)判定表面S上之電流密度之最佳值而使模型組態最佳化，該表面S係藉由在 網格之每一節點處之流函數，針對在該組目標點處之所要磁場而模型化的。除所要磁場之外，某些實施例亦包含期望在最佳化期間最小化之其他參數，諸如線圈中之所儲存能量(電感)或線圈中之電阻功率耗散。邊界條件亦可在最佳化期間施加為約束。舉例而言，為節約表面S上之電流，可經由一或多個約束施加對於沿著一表面之一邊緣之所有點電位皆相同之條件。舉例而言，為節約圖6A中所圖解說明之頭部線圈之表面之電流，可在最佳化中將對於沿著單個邊緣之點電位係相同之一條件強制執行為一約束。類似地，沿著在圖6B中所圖解說明之腿部線圈表面之任一端上之邊緣的點亦可經約束以具有與沿著相同邊緣之其他點相等之電位，但允許沿著兩個邊緣之電位係不同的。應瞭解，一表面可由任何數目個單獨表面形成，該等單獨表面中之每一者可具有任何數目個邊緣。待使用一適合最佳化方案最小化之一例示性函數U可表達如下：

在(3)中，第一項闡述經量測場與目標場之間的差，第二項使電感L _mn 模型化，且第三項使線圈電阻R _mn 模型化。電感及電阻項可使用基於正被設計之RF線圈之所要特徵判定之正則化項α及β加權。在某些實施例中，可藉由相對於I _n 對函數U求微分以產生一線性方程組來識別函數之最小值，該線性方程組可合併成一矩陣方程式：ZI=b，其中矩陣Z係藉由微分最佳化計算且向量b含有磁場值。然後可反演此矩陣方程式以求解I，其含有網格之節點n中之每一者處之流函數值I _n 。然後可將節點流函數值I _n 線性組合以重構表面S上之電流密度之流函數。因此，可使用上文所闡述一表面電位函數之最佳化而分別判定一經最佳化模型組態(舉例而言，圖7A及圖7B中所圖解說明之經最佳化模型組態705a及705b)。然而，應瞭解，上文所闡述方法僅係例 示性的，且任何函數及約束可經最佳化以獲得一經最佳化模型組態且將取決於設計之模型及要求之本質及特性。

根據某些實施例，額外約束可經添加至最佳化問題，包含但不限於需要導線(例如，在導體之毗鄰匝之間)之一最小間隔及/或減小線圈導體之總長度(例如，導線長度)。作為另一實例，在多通道接收線圈(例如，用於執行並行MRI)之內容脈絡中，可在最佳化方案中包含使一給定線圈與另一線圈之間的互感最小化之一進一步約束(例如，需要或力圖將若干對線圈之間的互感減小至零或令人滿意地減小至接近於零的一約束)。此一約束促進在接收操作期間基本上彼此解耦合之多個接收線圈陣列之設計。

將額外約束引入至最佳化中可使上文使用一簡單反演技術求解矩陣方程式之能力複雜化或折衷。因此，某些實施例使用一凸最佳化技術而非矩陣反演使函數U最小化。舉例而言，可藉由使用均方根(RMS)殘差之Tikhonov正則化最小化以使∥B _ψ -b _t ∥₂+α∥ψ∥₂(其中b _t 係目標場且α係一正則化參數)最小化來達成線圈設計之最佳化。在使用一凸最佳化之實施例中，可使用任何適合凸最佳化解算器，此乃因態樣在此方面不受限制。應瞭解，其他最佳化技術亦可係適合的，包含但不限於梯度下降、基因演算法、粒子群、模擬退火、Monte Carlo技術等。

返回至圖12之程序，在已判定模型組態之一最佳解決方案之後，該程序可繼續進行至動作1218，其中使用針對自動作1216輸出之電流密度之流函數來產生一線圈組態(舉例而言，當被供以一電流時產生針對經最佳化線圈設計之所要磁場的導體輪廓之一表示)。在某些實施例中，使用一輪廓化技術而判定針對經最佳化線圈組態之表面S上之導體(例如，導線)之位置。可以任何適合方式執行輪廓化。舉例而言，用以近似表面S之網格之每一元素(例如，一個三角形)可藉 由線性變換而變換至參數(u,v)空間中。元素(例如，針對一個三角形元素( ψ ₁, ψ ₂, ψ ₃))之拐角處之流函數之值可用於界定(u,v,ψ)空間中之元素中之流函數之一平面。此平面與常數ψ之平面(表示輪廓位準ψC _n )之相交點給出彼元素中之導體路徑之方程式。在單位元素之u及v限制內之此等線之部分係彼元素之導線路徑。可針對所有元素執行該程序且該程序可變換回至(x,y,z)空間中，結果係線圈組態之導體路徑。在某些實施例中，在輪廓化期間添加約束以基於一或多個物理性質(諸如導體之寬度尺寸(例如，導線之剖面直徑))約束解決方案，如上文所論述。

一旦已知RF線圈之導體路徑，圖12之程序便繼續進行至動作1220，其中產生用於RF線圈之一支撐結構且將線圈組態應用於該支撐結構。在某些實施例中，可使用一個三維(3D)印表機或其他適合裝置來產生用於經最佳化RF線圈設計之支撐結構，如上文所論述。支撐結構可包含對應於由判定RF線圈之組態產生之導體路徑(例如，由對上文所論述之經最佳化流函數值進行輪廓化而產生之導體路徑)之位置的一或多個通道、凹槽或導管。亦即，可使用線圈組態而判定經組態以根據線圈組態容納線圈導體之凹槽之位置。可以其他方式提供支撐結構以促進根據經由最佳化判定之RF線圈組態施加一或多個導體。程序然後繼續進行至動作1222，其中基於經最佳化組態沿著支撐結構上之路徑提供導體(例如，一導線)以形成一RF線圈。一適當共振電路可然後耦合至線圈以產生經最佳組態以用於執行傳輸及/或接收(舉例而言，作為一低場MRI系統之部分)之一RF線圈。特定而言，可將線圈調諧以在低場型態中之一目標頻率下共振。

如上文所論述，在低場內容脈絡中，相對低傳輸頻率允許導體之長度相對於高場型態中之導體長度基本上增加。舉例而言，在應用於圖10A及圖10B中所圖解說明之支撐結構之例示性RF線圈組態中所 圖解說明之導體路徑之長度係大約4米，其超過高場內容脈絡中之最大長度限制一個數量級或更多。根據某些實施例，導體長度大於1米、大於2米、大於4米、大於7米、大於10米等。因此，根據所要準則最佳操作之傳輸/接收線圈可相對簡單且具成本效益地設計並產生且可以相對高效率操作。

除藉由所增加導體長度提供之設計之靈活性之外，此約束之大幅放鬆允許使用纏繞成多個匝之一單導體、使用具有適合線徑(gauge)之單股導線或多股導線(諸如一Litz導線)形成RF線圈。舉例而言，圖10A及圖10B中所圖解說明之組態包括導體之20個匝或迴圈。然而，任何數目個匝可經由一最佳化選擇或判定且可取決於線圈之幾何形狀及其所要操作特性。一般而言，增加線圈導體之匝或迴圈之數目增加線圈之敏感性。然而，發明者已認識到，在一特定點處，增加匝之數目可實際上使RF線圈之效能降級。特定而言，包括多個匝或迴圈之一線圈將至少部分地由於一寄生電容共振而不經調諧(自共振)，該寄生電容由線圈中之多個匝或迴圈之間的導體之關係產生。自共振之效應係減小線圈之Q因子且使其效能降級。當自共振接近RF線圈經調諧以共振之頻率(亦即，對應於MRI系統之B0場之強度之線圈之目標共振頻率)時，此效應可係尤其有害的。由於自共振之頻率隨匝之數目增加而降低，因此此現象可在線圈效能令人不滿意地降級之前對導體之匝之數目進行一有效限制。根據某些實施例，線圈之導體之匝之數目經限制以確保自共振之頻率係至少兩倍於RF線圈經調諧至之目標共振之頻率。根據某些實施例，線圈之導體之匝之數目經限制以確保自共振之頻率係至少三倍於RF線圈經調諧至之目標共振之頻率，且根據其他實施例，線圈之導體之匝之數目經限制以確保自共振之頻率係至少五倍於目標共振之頻率。

對用以確保自共振之頻率係遠離目標共振之頻率之一所要距離 所需要之匝之數目的限制取決於若干因素，包含線圈之幾何形狀及大小(例如，一頭部線圈之幾何形狀可導致與一腿部線圈之幾何形狀不同之一限制以達成自共振頻率及目標共振頻率之相同分離)，以及正使用之導體之類型(例如，導線之線徑，導線是單股還是多股等)。應瞭解，對匝之數目之限制可取決於線圈之要求而選擇為任何數目，包含不對線圈之導體之匝之數目進行限制。

發明者已開發改良在傳輸RF脈衝及/或偵測作為回應發射之MR信號時之線圈之功效的傳輸/接收線圈組態。如上文所論述，前文中所闡述之例示性線圈經組態以偵測沿著線圈之主軸(例如，圖13A中所圖解說明之軸1325)定向之MR信號之線性極化分量。然而，(舉例而言)在圖13A中所圖解說明之組態中發射之圓形極化MR信號亦包含在藉由軸1335(進出繪製之平面)圖解說明之一正交方向上定向之線性極化分量，該等線性極化分量並不藉由在前文中所論述之例示性線圈偵測。舉例而言，如圖13C及圖13D中所圖解說明，前文中所闡述之例示性頭部線圈及例示性腿部/膝部線圈組態經組態以偵測沿著軸1325定向之MR信號分量，但不偵測沿著軸1335定向之MR信號分量。圖13B圖解說明具有一圓柱形幾何形狀之一B0磁體1324，B0磁體1324在與圖13A中所圖解說明之平面B0磁體相同之座標框架中定向。舉例而言，B0磁體可係產生沿著軸1325之一B0場之一螺線管電磁體。如此，圖13C及圖13D中所圖解說明之例示性線圈組態通常不可用於此一組態中，此乃因該等線圈組態之主軸與B0場對準。發明者已瞭解到，RF線圈可經組態以偵測沿著軸1335及/或軸1345定向之MR信號分量，且此等組態可(但不需要)使用前文中所闡述之相同技術最佳化。如此，RF線圈可經組態以藉由將RF線圈組態以具有相對於B0場之方向適當地定向之一主軸、使用任何B0磁體幾何形狀(例如，平面、圓柱形、螺線管等)偵測MR信號。

以圖解方式，圖14A及圖14B圖解說明一例示性模型組態1405及自其判定之RF線圈組態1415，該RF線圈組態經調適(例如，經最佳化)以偵測沿著一頭部線圈之主軸1435定向之MR信號分量，且圖15A及圖15B圖解說明一例示性模型組態1505及自其判定之RF線圈組態1515，該RF線圈組態經調適(例如，經最佳化)以偵測沿著一腿部/膝部線圈之主軸1535之MR信號分量。如圖14B及圖15B中所圖解說明，主軸1435及1535分別正交於一B0場(舉例而言，由一雙平面B0磁體產生之一B0場)可沿其定向之軸1445及1545。亦如圖14B及圖15B中所圖解說明，主軸1435及1535分別正交於一B0場(舉例而言，由一螺線管B0磁體產生之一B0場)可沿其定向之軸1425及1525。因此，線圈組態1415及1515可用於產生呈若干B0磁體幾何形狀之用以傳輸RF脈衝及/或偵測MR信號之線圈。以與上文所論述之一類似或相同方式，例示性RF線圈組態1415及1515可然後藉由以下操作應用於一支撐基板(例如，分別在圖16A及圖16B中所圖解說明之例示性頭部線圈基板1650a及腿部線圈基板1650b)：根據各別線圈組態產生用以容納線圈之導體之凹槽或其他結構，及在藉由線圈組態闡述之配置(例如，分別係例示性線圈組態1415及1515之輪廓)中將一導體(例如，一導線)定位於凹槽內或以其他方式將導體貼附至基板。

圖17圖解說明一導體定位於其中之凹槽內之一例示性頭部線圈，該等凹槽形成於呈一頭盔之形式之一支撐基板中，該支撐基板經組態以容納一人之頭部以(舉例而言)獲得患者之腦部之一或多個影像。特定而言，頭部線圈1700包含具有根據一所要線圈組態配置之凹槽或通道1780之一基板1750，一導體1725經放置於凹槽或通道1780中以形成線圈之複數個匝或迴圈(例如，說明性匝1727)。凹槽1785經提供以連接凹槽1780，使得導體1725可根據一所要線圈組態圍繞支撐基板自一個輪廓或迴圈纏繞至下一輪廓或迴圈。例示性頭部線圈1700包 括藉由線圈組態之導體迴圈形成之20個匝(每一半球上10個匝)。如上文所論述，可在低場內容脈絡中使用之相對長導體長度允許一單導體根據一所要線圈組態纏繞在所關注表面上。應瞭解，根據某些實施例，使用複數個導體應用一線圈組態，該複數個導體可彼此獨立或連接在一起。根據某些實施例，導體1725係由一適合線徑導線形成。舉例而言，導體1725可係一單股導線或可係一多股導線(諸如一Litz導線)。應瞭解，導體1725可係任何適合導體，此乃因態樣並不限於與任何特定類型之導體一起使用。

如前文中所論述，發明者已認識到，可結合使用多個線圈組態以改良一RF線圈之SNR。舉例而言，經組態以具有不同主軸之一對線圈可用於獲得MR信號之雙重量測。根據某些實施例，提供包括一第一線圈及一第二線圈之一RF傳輸/接收組件，該第一線圈及該第二線圈經組態以分別具有正交或基本上正交主軸以改良RF組件之SNR。舉例而言，分別經調適以偵測沿著圖13B中所圖解說明之例示性線圈組態之主軸1325定向之MR信號分量之例示性頭部線圈組態及經調適以偵測經沿著圖14B中所圖解說明之例示性線圈組態之主軸1435定向之MR信號分量之例示性頭部線圈組態可一起用於偵測沿著該兩個主軸定向之MR信號分量。藉由利用此一雙重線圈配置，可改良MR信號偵測之SNR，如下文進一步詳細論述。

以實例方式，圖18A及圖18B圖解說明根據某些實施例可經組合以提供能夠偵測沿著多個軸定向之MR信號分量之一頭部線圈的線圈組態。特定而言，圖18A圖解說明經配置以偵測基本上沿著主軸1825定向之MR信號分量之一例示性線圈組態1815a，且圖18B圖解說明經配置以偵測基本上沿著正交於主軸1825之主軸1835定向之MR信號分量之一例示性線圈組態1815b。圖18C圖解說明藉由組合線圈組態1815a及1815b產生之一多線圈組態1815c，該多線圈組態經配置以偵 測基本上沿著主軸1825及1835定向之MR信號分量。

作為一進一步實例，圖19A及圖19B圖解說明經組態以分別偵測沿著正交主軸1925及1935定向之MR信號分量之例示性線圈組態1915a及1915b，例示性線圈組態1915a及1915b可經組合以形成圖19C中所圖解說明之線圈組態1915c以提供經配置以偵測沿著多個正交軸定向之MR信號分量之一多線圈組態。藉由組態多個線圈以偵測沿著基本上正交軸定向之MR信號分量，可最佳地避免線圈之間的電感耦合。使用組態有互相正交主軸之雙重線圈根據某些實施例可將MR信號偵測之SNR提升2的平方根。特定而言，雙重線圈中之每一者可獲得對相位移位90°之同一MR信號之一獨立量測，從而產生2的平方根之一SNR改良。

在圖18C及圖19C中所圖解說明之實例性線圈組態中，雙重線圈組態基本上正交於彼此且正交於一B0場定向。亦即，雙重線圈之主軸正交於彼此且正交於B0場沿其對準之軸1845、1945。然而，發明者已認識到，亦可使用其他配置。舉例而言，圖20圖解說明用於一例示性頭部線圈之一經組合線圈組態2015c，經組合線圈組態2015c包括線圈組態2015a及線圈組態2015b，線圈組態2015a具有經配置以偵測通常沿著軸2025定向之MR信號分量之導體，且線圈組態2015b具有經配置以偵測通常沿著軸2035定向之MR信號分量之導體。在圖20中所圖解說明之實例性組態中，軸2025及2035正交於彼此且相對於軸2045a及2045b成45°，在此方向上可(舉例而言)由一低場MRI裝置產生可能之B0場。應瞭解，其他組態亦係可能的，此乃因態樣在此方面不受限制。舉例而言，複數個線圈可經組態以在非正交之方向上偵測MR信號。然而，在此等情形中，應當心產生具有適合低互感之線圈組態。發明者已認識到，本文中所闡述之最佳化技術可用於判定其中線圈之間的互感最小化之線圈組態，如下文進一步詳細論述。以此方 式，可利用彼此不具有正交關係之複數個線圈。

為應用複數個線圈組態(例如，例示性線圈組態1815c、1915c、2015c等)以提供包括多個線圈(例如，一對正交線圈)之一RF傳輸/接收組件，發明者已瞭解到，形成針對各別組態之線圈之導體可彼此偏移。為分離圍繞一所關注區域配置之一對線圈，該等線圈之導體可相對於所關注區域彼此偏移。舉例而言，一第一線圈之導體可圍繞所關注區域配置且一第二線圈之導體可在進一步遠離所關注區域之一距離處圍繞所關注區域配置。根據某些實施例，一支撐結構包括具有一第一線圈所施加的圍繞一所關注區域之一表面之一內基板層及具有一第二線圈所施加的圍繞所關注區域之一表面之一外基板層。內基板層及外基板層可舉例而言在法向於線圈所施加之基板表面之方向上彼此偏移。在此方面中，外基板層相對於所關注區域提供於內基板層上方。在下文進一步詳細闡述一雙重線圈射頻組件之某些非限制性實例，該雙重線圈射頻組件具有一第一線圈及一第二線圈，該第一線圈提供於一支撐結構之一第一基板層中，且該第二線圈提供於自該第一基板層偏移之支撐結構之一第二基板層中。然而應瞭解，可以其他方式施加多個線圈，此乃因態樣在此方面不受限制。

以一雙重線圈射頻組件之實例方式，圖21圖解說明一頭盔2100，其中一對線圈組態應用於頭盔之各別基板層。特定而言，線圈組態2115a(例如，類似於圖18A中所圖解說明之線圈組態1815a或與線圈組態1815a相同之一線圈組態)經由凹槽應用於頭盔2100之支撐結構之一外基板層2155a，該等凹槽經調適以容納根據對應線圈組態而配置之線圈導體。基板層2155a在圖21中圖解說明為使半球中之一者移除以圖解說明下方之內基板層。在此方面中，線圈組態2115b(例如，類似於圖18B中所圖解說明之線圈組態1815b或與線圈組態1815b相同之一線圈組態)經由凹槽應用於頭盔2100之支撐結構之一內基板 層2155b，該等凹槽經調適以容納根據對應線圈組態而配置之線圈導體。如圖21中所展示，外基板層2155a自內基板層2155b偏移之方向法向於基板表面，且在此說明性實例中，外基板層2155a覆疊內基板層2155b。

如藉由例示性頭盔2100所展示，內基板層及外基板層形成圍繞頭盔內之一所關注區域之各別表面。當頭盔由一患者穿戴且在一MRI系統之一適當B0場內操作時，所關注區域將包含MRI系統之視域(亦即，具有充分均勻性以執行MRI之B0場之區域)。因此，圖21中所圖解說明之例示性基板層2155a及2155b相對於所關注區域彼此偏移，其中外基板層2155a經配置得比內基板層2155b距所關注區域更遠。因此，當在一MRI系統之一適合B0場內操作時，施加至外基板層2155a之線圈將比施加至內基板層2155b之線圈距視域更遠。

當經緊鄰近配置時，在單獨層中提供之線圈可呈現電容性耦合。可藉由在法向於支撐結構之表面之方向上增加不同層中之線圈之間的距離來減小或避免在單獨層中提供之線圈之間的此電容性耦合。舉例而言，藉由在表面法線之方向上增加外層中之線圈之偏移，可減小或消除電容性耦合。然而，所增加偏移亦由於距所關注區域之所增加距離而通常降低外層中之線圈之敏感性，因此偏移可經挑選以視情況及/或視需要適當地平衡電容性耦合及線圈敏感性。交替地或除此之外，可包含解耦合網路以減小或消除在單獨層中提供之線圈之間的電容性耦合。

在圖21中，開口或槽2175可經提供以促進外層2155a之半球之連接，及/或容納線圈導體之終端以便一旦定位於凹槽內便促進連接至操作RF頭部線圈之傳輸及/或接收電路。以此方式，多個線圈組態可應用於一支撐結構以產生具有經改良SNR之一RF頭部線圈。

圖22A及圖22B圖解說明用於將多個線圈組態應用於一頭盔2200 之一支撐結構之一替代技術。在圖22A中，線圈組態2215a(例如，類似於圖18A中所圖解說明之線圈組態1815a或與線圈組態1815a相同之一線圈組態)經由凹槽應用於頭盔2200之支撐結構之一內基板層2255a，該等凹槽經調適以容納線圈且根據對應線圈組態定位導體。圖22B圖解說明一外基板層2255b之一半球經移除以展示圖22A中之內基板層2255a且圖解說明應用於外基板層2255b之內部表面之線圈組態2215b。特定而言，線圈組態2215b(例如，類似於圖18B中所圖解說明之線圈組態1815b或與線圈組態1815b相同之一線圈組態)經由凹槽應用於外層2255b之內部(例如，在外層之凹面側上)，該等凹槽經調適以容納線圈導體且根據對應線圈組態定位線圈導體。開口2275經組態以容納導體端子以用於連接至傳輸及/或接收電路，且亦可經調適以附接外層2255b之兩個部分。應瞭解，任一線圈組態皆可應用於圖21及圖22中之內層或外層，且所展示之配置之挑選僅用於圖解。另外，應瞭解，線圈組態可應用於內基板層或外基板層之凹面側或凸面側，且所圖解說明之配置經展示以圖解說明線圈組態可應用於一基板表面之任一側。

圖23A及圖23B圖解說明一RF頭部線圈2300，該RF頭部線圈包括一第一RF線圈2310a及一第二RF線圈2310b，第一RF線圈2310a係由根據一第一組態配置之導體2327a形成(例如，藉由將導體2327a定位於在一內層中根據圖22中所圖解說明之組態2215a圖案化之凹槽內)，且第二RF線圈2310b係由根據一第二組態配置之導體2327b形成(例如，藉由將導體2327b定位於在一外層中根據圖22中所圖解說明之組態2215b圖案化之凹槽內)，如圖23A中所展示。圖23B展示導體2327a及2327b之終端，該終端自頭部線圈2300之支撐結構中之開口顯現以用於連接至傳輸及/或接收電路，使得RF頭部線圈可經操作(舉例而言)以獲得一或多個MRI影像(例如，一患者之腦部之一或多個影像)。舉 例而言，RF頭部線圈2300可連接至一低場MRI系統以便以經改良SNR獲取MR信號，因此改良所獲取影像之品質。

應瞭解，藉由根據一所要組態提供凹槽、通道或導管而提供用於一RF線圈之導體僅係產生一RF線圈之一項實例(舉例而言，當使用3D印刷或類似技術產生支撐結構時，其可係適合的)。然而，可使用任何方法或技術來根據一所要組態提供一導體以產生一RF線圈。舉例而言，一或多個導體可在一模製程序或其他製作程序中封裝於支撐結構材料內，或者一或多個導體可以其他方式(諸如藉由扣件、黏合劑等)貼附至一支撐結構。可使用用於根據一所要組態提供導體之任何適合技術，此乃因態樣在此方面不受限制。

圖24圖解說明一對線圈組態所應用的用於一腿部線圈之一支撐結構2400。特定而言，線圈組態2415a(例如，類似於圖19A中所圖解說明之線圈組態1915a或與線圈組態1915a相同之一線圈組態)經由凹槽應用於支撐結構2400之一外層2455a，該等凹槽經調適以容納線圈導體且根據對應線圈組態固定線圈導體位置。線圈組態2415b(例如，類似於圖19B中所圖解說明之線圈組態1915b或與線圈組態1915b相同之一線圈組態)經由凹槽應用於支撐結構2400之一內層2455b，該等凹槽經調適以容納線圈導體且根據對應線圈組態固定線圈導體位置。結構2475提供用以路由導體之終端之一機構，一旦定位於線圈組態之凹槽內，該機構便用於連接至傳輸及/或接收電路以操作RF線圈。以此方式，多個線圈組態可應用於一支撐結構以產生具有經改良SNR之一RF腿部線圈。

圖25圖解說明經調適用於腿部之一例示性RF線圈2500，該例示性RF線圈包括一第一RF線圈2510a及一第二RF線圈2510b，第一RF線圈2510a係由根據一第一組態配置之導體2527a形成(例如，藉由根據圖19A中所圖解說明之組態1915a將導體2527a定位於一外層中)，且第 二RF線圈2510b係由根據一第二組態配置之導體2527b形成(例如，藉由根據圖19B中所圖解說明之組態1915b將導體2527b定位於一內層中)。RF線圈2500可用於獲得腿部之一部分之一或多個影像，舉例而言，膝部之一或多個影像(作為一低場MRI系統之部分)。連接器2575路由導體2527a及2527b之終端且提供連接以將導體電連接至(舉例而言)一低場MRI系統之傳輸及/或接收電路。應瞭解，上文所闡述技術可用於產生用於解剖結構之任何部分之RF線圈，且所繪示之例示性頭部及腿部線圈僅係實例以圖解說明由發明者開發且在本文中論述之方法及設備。

在包含複數個線圈(例如，利用成一正交關係之一對線圈之RF傳輸/接收組件，如藉由圖23及圖25中圖解說明之例示性RF線圈2300及2500所圖解說明)之實施例中，MR信號將在該複數個線圈中之每一者中產生電信號。此等信號可經組合以便以任何數目種方式改良SNR。舉例而言，電信號可在類比或數位域中組合。在類比域中，在該複數個線圈中之每一者中產生之電信號可經適當相移且經組合。舉例而言，使用上文所闡述之例示性線圈，自對應MR信號在該對線圈中之每一者中產生之電信號將由於各別組態之正交性而係90°異相。如此，線圈中之一者之電信號可相移90°且與由另一線圈產生之電信號組合以獲得具有所增加SNR之一經組合信號。在數位域中，可在單獨通道上獲得MR信號(例如，可自線圈中之每一者獲得單獨信號)且將其數位化。然後可藉由使經數位化信號相移而數位地處理經數位化信號且在數位域中組合經數位化信號。獲得單獨信號且在數位域中處理該等單獨信號之一個優點係能夠在組合個別信號之前對該等個別信號執行雜訊校正。然而，可以任何適合方式組合並處理藉由多個線圈偵測之MR信號分量，此乃因態樣在此方面不受限制。

發明者已進一步瞭解，一線圈可經操作使得該線圈在一MRI系統 中產生一種類型以上之磁場。舉例而言，發明者已開發以一多功能能力驅動一或多個線圈以產生一或多個梯度磁場且產生及/或接收一或多個RF磁場之系統。根據某些實施例，一多功能線圈經組態以操作為至少一個傳輸/接收線圈且操作為至少一個梯度線圈。發明者已進一步認識到，本文中所闡述之最佳化技術可用於使此一多功能線圈之一組態最佳化。下文提供關於多功能線圈之設計及最佳化之進一步細節。

圖26A圖解說明根據某些實施例之經組態用於產生一多功能線圈之一系統，該多功能線圈經操作以產生多個類型之磁場。在圖26A中示意性地繪示之例示性系統包括一控制器2675，該控制器耦合至一線圈2600以致使該線圈產生至少一梯度磁場及一RF磁場。根據某些實施例，控制器2675包括經由低通濾波器2630耦合至線圈2600之梯度放大器2620。在操作中，一主控台2685可發出梯度命令輸入2610以致使梯度放大器2620驅動線圈2600以根據一所要脈衝序列(例如，經設計以獲取以供在產生一或多個影像時使用之MR資料之一脈衝序列)產生一或多個梯度場。以此方式，線圈2600可(舉例而言)在一低場MRI系統中操作為一梯度線圈(例如，Gx、Gy等)。

控制器2675進一步包括經由高通濾波器2640耦合至線圈2600之RF放大器2650。主控台2685亦可發出RF命令輸入2660以致使RF放大器2650驅動線圈2600以根據所要脈衝序列產生RF磁場。藉由如此操作，線圈2600亦可經操作為一RF線圈。根據某些實施例，控制器2675亦可利用線圈2600來偵測回應於由線圈2600產生之RF磁場發射之MR信號，使得線圈2600可經操作為一RF傳輸線圈及一RF接收線圈。舉例而言，圖26B圖解說明藉由控制器2675驅動之一多功能線圈2600，該多功能線圈具有一傳輸路徑2680及接收路徑2690兩者以使多功能線圈2600能夠用作一傳輸線圈及接收線圈兩者。T/R切換器2687 在傳輸路徑2680與接收路徑2690之間切換以允許多功能線圈被選擇性地操作以產生RF磁場且偵測回應於一RF傳輸循環所發射之MR信號。

應瞭解，在或在不亦將線圈2600操作為一RF傳輸線圈之情況下，線圈2600皆可用作一RF接收線圈，且反之亦然。因此，控制器2675經組態以將線圈2600操作為一梯度線圈及一RF線圈兩者，使得線圈2600可在一MRI系統(諸如一低場MRI系統)中提供多個功能。應瞭解，圖26A及圖26B中所圖解說明之控制器僅係例示性的且可包含進一步組件及/或可排除所圖解說明之組件中之一或多者，此乃因用於實施一多功能線圈之一適合控制器可包含經組態以致使一線圈產生多種類型之磁場之組件之任何組合。

根據某些實施例，一多功能線圈(例如，線圈2600)經操作為一Gx梯度線圈且經操作為一RF傳輸/接收線圈。根據某些實施例，一多功能線圈經操作為一Gy梯度線圈且經操作為一RF傳輸/接收線圈。應瞭解，可在一MRI系統中利用一個以上多功能線圈。舉例而言，根據某些實施例，一第一多功能線圈經組態以操作為一Gx梯度線圈且一第二多功能線圈經組態以操作為一Gy梯度線圈，其中第一多功能線圈及第二多功能線圈兩者亦操作為RF傳輸/接收線圈。以此方式操作之多個多功能線圈可用於實施多個傳輸/接收通道，該等通道可用於改良SNR、縮減獲取時間或既改良SNR又縮減獲取時間。舉例而言，自多個接收線圈獲得之MR資料可經組合以增加SNR。當Gx梯度線圈及Gy梯度線圈兩者亦用作接收線圈時，將在各別接收通道之間存在一90°相位差(亦即，此乃因Gx梯度線圈及Gy梯度線圈基本上正交於彼此並且基本上正交於B0磁場)。此正交關係可經利用以將SNR提升2的平方根那麼多。另一選擇係或除增加SNR之外，多個傳輸/接收線圈可用於執行並行MR以縮減用以獲得用於產生一或多個影像之MR資料所需要之獲取時間。

圖27圖解說明用於結合一梯度線圈組之一特定組態提供一多功能線圈之一系統。應瞭解，雖然圖27中所圖解說明之梯度線圈組被標記為一Gx梯度線圈組，但此並非一限制，此乃因相同技術可相等地應用於一Gy梯度線圈組。在圖27中，梯度線圈組經組態為線圈對，其中每一對皆具有以相反極性連接或使用180°直列式相移器電路之線圈，使得其被驅動180°異相。在圖27中，例示性控制器2775經組態以利用梯度線圈組以亦操作為一RF線圈來傳輸及/或接收RF磁場。根據某些實施例，梯度線圈組經操作為一單RF線圈。用以達成此之一種技術係藉由將一各別平衡-不平衡轉換器(balun)耦合(除每一高通濾波器之外)至一1：4 RF分裂器/組合器而將梯度線圈組處理為一單連續線圈。以此方式，圖27中所圖解說明之組態之一梯度線圈組亦可經驅動為一傳輸及/或接收線圈。另一選擇係，可藉由驅動具有一各別RF放大器及高通濾波器之每一線圈自RF之角度單獨處理梯度線圈組中之每一線圈，使得梯度線圈組可經操作為四個單獨傳輸及/或接收線圈。

發明者已瞭解到，多功能線圈技術可促進減小之成本及/或減小之大小的低場MRI系統。舉例而言，本文中所闡述之技術可應用於用於對’652申請案之圖22A至圖22C中所圖解說明之頭部進行成像之低場MRI系統。此等系統包含經組態以容納正進行成像之人之頭部之一頭部組件(例如，一頭盔)。頭部組件可在其中併入有低場MRI系統之一或多個線圈(例如，一B0磁體、一或多個梯度線圈、一或多個傳輸/接收線圈等)。發明者已認識到，可用併入或裝納於頭部組件中之至少一個線圈產生所圖解說明頭部成像系統，該至少一個線圈經組態以產生至少兩種類型之磁場(亦即，頭部組件可裝納一或多個多功能線圈)。根據某些實施例，頭部組件包括經組態以傳輸及/或接收RF磁場且產生至少一個梯度磁場之一線圈。如前文中所論述，可藉由將一控 制器耦合至多功能線圈以將該線圈操作為一RF線圈及一梯度線圈兩者來達成此一多功能線圈(例如，藉由將一第一放大器及高通濾波器耦合至線圈以驅動該線圈以產生及/或接收RF磁場，且將一第二放大器及一低通濾波器耦合至線圈以驅動該線圈以產生至少一個梯度磁場)。以此方式，可利用一或多個多功能線圈來根據一所要脈衝序列產生傳輸RF脈衝及梯度脈衝兩者，且偵測作為回應發射之MR信號。

藉由利用上文所闡述技術來實施一多功能線圈，所得系統之成本可減小，此乃因可使用一單線圈來產生用於MRI系統之一種類型以上之磁場。另外，一多功能線圈可減小系統之佔用面積及/或促進可用於併入有系統之磁學之空間受限之設計(例如，在上文所論述之頭部成像系統中)。上文所闡述之某些實施例之另一益處與能夠使用MRI系統之梯度線圈實施多個傳輸及/或接收通道有關。

發明者已瞭解到，本文中所闡述之最佳化技術可經應用以通常使一多功能線圈之組態最佳化。如上文所論述，可制定判定一線圈組態之一最佳化，該線圈組態滿足一或多個約束且當經模擬時產生滿足一或多個準則之一磁場。藉由制定一最佳化以包含梯度線圈及RF線圈兩者之正則化項，可判定可產生滿足所規定準則之梯度磁場及RF磁場兩者之一線圈組態。因此，本文中所闡述之最佳化技術可經應用以產生單功能及同樣多功能線圈。

於2015年9月4日提出申請且標題為「Noise Suppression Methods and Apparatus」之美國專利申請案第14/845949號(‘949申請案)在其他標的當中闡述用於使用輔助感測器來促進一低場MRI系統之雜訊環境之表徵以抑制藉由一或多個RF接收線圈接收之雜訊的技術，該申請案以全文引用方式併入本文中。在‘949申請案中所闡述之技術允許在一屏蔽室外部操作一磁共振成像系統(例如，一低場MRI系統)，從而促進產生可在任意環境中操作之MRI系統，使得MRI可用於其中習用 MRI無法操作之眾多情況中。可結合本文中所闡述之線圈組態使用‘949申請案中所闡述之雜訊消除技術中之任一者。此外，發明者已瞭解到，本文中所闡述之最佳化技術亦可經應用以判定以供在雜訊抑制中使用之一或多個輔助感測器(例如，一輔助線圈)之一最佳組態。特定而言，對應於一輔助線圈之所要操作之一或多個準則及/或一或多個約束可併入至在前文中所闡述之最佳化方案中以判定輔助線圈之一線圈組態。如在‘949申請案中進一步論述，某些實施例包含將一RF線圈用作一輔助線圈及一主要線圈兩者，且在此方面中表示一多功能線圈之另一實例。本文中所闡述之最佳化技術亦可用於判定經組態以操作為一主要線圈及輔助線圈兩者或另外亦操作為一梯度線圈之一多功能線圈的一組態。

如上文所論述，本文中所闡述之最佳化技術可用於使一頭部線圈之一組態最佳化，該頭部線圈安置於經調適以容納一患者之頭部之一頭盔之一表面上。發明者已瞭解到，一或多個輔助線圈可定位於頭盔上或接近頭盔以促進雜訊抑制。舉例而言，頭部線圈可經組態以在位於頭盔內之一視域內最佳地偵測自患者發射之MR信號。一或多個輔助線圈可接近頭盔(或在其上)定位，使得其對雜訊環境作出回應但不對自視域發射之MR信號作出回應。來自一或多個輔助線圈之雜訊信號可用於(舉例而言)使用‘949申請案中所闡述之技術中之任一者來抑制藉由頭部線圈偵測之MR信號中之雜訊。

如上文所論述，且在‘949申請案中詳述，可使用一或多個輔助線圈來偵測雜訊環境但不偵測自一MRI系統之視域發射之MR信號。此通常係藉由以下操作來達成：將一或多個輔助線圈接近一主要線圈(例如，MRI系統之主要接收線圈)而定位，使得輔助線圈正對儘可能類似於主要線圈之一雜訊環境作出回應，然而定位於所發射MR信號之偵測範圍外部，使得輔助線圈不對所發射MR信號作出回應。以此 方式，一或多個輔助線圈表徵與主要線圈基本上相同之雜訊環境，但不對MR信號作出回應，使得藉由一或多個輔助線圈表徵之雜訊環境可用於抑制藉由主要線圈偵測之雜訊。然而，當以此方式彼此接近定位時，主要線圈及輔助線圈可電感耦合，使得一或多個輔助線圈由於與主要線圈之電感耦合而具有對自視域發射之MR信號之一回應(即使其在MR信號之範圍外部)。由於輔助線圈回應亦包含MR信號內容，因此所闡述雜訊抑制技術將操作以抑制藉由主要線圈偵測之MR信號內容，藉此減小SNR而非如既定方案一樣增加SNR。

發明者已瞭解到，可利用本文中所闡述之最佳化技術來產生減小或取消與主要線圈之電感耦合之一輔助線圈之一組態。使用此技術，一輔助線圈可接近一主要線圈定位同時避免有害電感耦合。根據某些實施例，一或多個輔助線圈之一組態經最佳化以減小或取消與一主要線圈之電感耦合。舉例而言，最佳化方案可併入有界定輔助線圈在其上方對雜訊敏感之一區域(該區域排除可直接偵測MR信號之區域)之一或多個項，及操作以使一或多個輔助線圈與一主要線圈之間的電感耦合最小化之一或多個項(例如，當結合主要線圈操作時，致使所得組態抑制或取消線圈之間的互感之一或多個項)。根據某些實施例，可使一主要線圈及一或多個輔助線圈之一組態一起最佳化，使得所得主要線圈相對於所規定準則具有通常最佳效能以用於接收線圈操作，且所得一或多個輔助線圈以與主要線圈之最小電感耦合或無電感耦合操作。

應瞭解，本文中所闡述之技術可經應用以判定針對人類解剖結構之任何部分最佳化之一線圈組態，且所圖解說明頭部線圈僅係例示性的。特定而言，本文中所闡述之最佳化技術相對於一線圈組態在其上經最佳化之特定表面係不可知的。如此，本文中所闡述之技術可應用於可經模型化之任何表面。舉例而言，使用一個三角形網格來使表 面模型化，幾乎任何表面皆可經三角化，且如此不存在對此等技術可應用之一RF線圈之幾何形狀之有意義限制。因此，可使用本文中所闡述之技術判定針對解剖結構之任何部分之RF線圈之一組態，包含但不限於頭部線圈、針對軀幹、臂部、腿部、手部、足部等之線圈或其任何組合。另外，最佳化技術可應用於針對解剖結構之任何所要部分之多功能線圈之任何組合。

因此在闡述了本發明中所陳述之技術之數項態樣及實施例之後，應瞭解熟習此項技術者將易於聯想到各種更改、修改及改良。此等更改、修改及改良意欲在本文中所闡述之技術之精神及範疇內。舉例而言，熟習此項技術者將易於想像用於執行本文中所闡述之功能及/或獲得本文中所闡述之結果及/或優點中之一或多者之多種其他構件及/或結構，且此等變化及/或修改中之每一者皆被認為係在本文中所闡述之實施例之範疇內。熟習此項技術者僅使用常規實驗即可認識或能夠確定本文中所闡述之特定實施例之諸多等效內容。因此，應理解，前述實施例僅以實例方式呈現，且在隨附申請專利範圍及其等效內容之範疇內，可以不同於具體闡述之方式來實踐發明性實施例。另外，若兩個或兩個以上特徵、系統、物件、材料、工具及/或方法並非互相不一致，則此等特徵、系統、物件、材料、工具及/或方法之任何組合包含於本發明之範疇內。

可以眾多方式中之任一者實施上述實施例。涉及程序或方法之效能之本發明之一或多個態樣及實施例可利用藉由一裝置(例如，一電腦、一處理器或其他裝置)執行之程式指令以執行或控制程序或方法之效能。在此方面中，各種發明性概念可體現為一電腦可讀儲存媒體(或多個電腦可讀儲存媒體)(例如，一電腦記憶體、一或多個軟碟、光碟、光學碟片、磁帶、快閃記憶體、場可程式化閘陣列或其他半導體裝置中之電路組態，或其他有形電腦儲存媒體)，該電腦可讀 儲存媒體經編碼有一或多個程式，當在一或多個電腦或其他處理器上執行時，該一或多個程式執行實施上文所闡述之各種實施例中之一或多者之方法。該或該等電腦可讀媒體可係可運輸的，使得儲存於其上之該或該等程式可載入至一或多個不同電腦或其他處理器上以實施上文所闡述之態樣中之各者。在某些實施例中，電腦可讀媒體可係非暫時性媒體。

術語「程式」或「軟體」在本文中在一一般意義上使用以指代可用於使一電腦或其他處理器程式化以實施如上文所闡述之各種態樣之任何類型之電腦程式碼或電腦可執行指令集。另外，應瞭解，根據一項態樣，當被執行時執行本發明之方法之一或多個電腦程式不需要駐存於一單個電腦或處理器上，但可以一模組方式分佈於若干不同電腦或處理器當中以實施本發明之各種態樣。

電腦可執行指令可呈藉由一或多個電腦或其他裝置執行之諸多形式，諸如程式模組。通常，程式模組包含執行特定任務或實施特定抽象資料類型之常式、程式、對象、組件、資料結構等。通常，程式模組之功能性可視需要在各種實施例中組合或分佈。

此外，資料結構可以任何適合形式儲存於電腦可讀媒體中。為簡化圖解，資料結構可經展示以具有透過資料結構中之位置相關之欄位。此等關係可同樣地藉由指派一電腦可讀媒體中之位置來儲存欄位而達成，該等位置傳達欄位之間的關係。然而，可使用任何適合機構以在一資料結構之欄位中之資訊之間建立一關係，包含通過使用指標、標籤或在資料元素之間建立關係之其他機構。

可以眾多方式中之任一者實施本發明之上述實施例。舉例而言，可使用硬體、軟體或其一組合實施實施例。當以軟體實施時，軟體程式碼可在任何適合處理器或處理器之集合(無論提供於一單個電腦中還是分佈於多個電腦當中)上執行。應瞭解，執行上文所闡述之 功能之任何組件或組件之集合可一般被視為控制上述功能之一控制器。可以眾多方式實施一控制器，諸如與專用硬體或與使用微碼或軟體程式化以執行上文所述之功能的一般用途硬體(例如，一或多個處理器)一起實施，且當一控制器對應於一系統之多個組件時，可以方式之一組合實施該控制器。

此外，應瞭解，可以若干形式中之任一者體現一電腦，諸如一機架安裝電腦、一桌上型電腦、一膝上型電腦或一平板電腦(作為非限制性實例)。另外，一電腦可嵌入於通常不被視為一電腦但具有適合處理能力之一裝置中，包含一個人數位助理(PDA)、一智慧電話或任何其他適合可攜式或固定電子裝置。

此外，一電腦可具有一或多個輸入及輸出裝置。此等裝置可尤其用於呈現一使用者介面。可用於提供一使用者介面之輸出裝置之實例包含用於輸出之視覺呈現之印表機或顯示螢幕以及用於輸出之聲訊呈現之揚聲器或其他聲音產生裝置。可用於一使用者介面之輸入裝置之實例包含鍵盤、指標裝置(諸如滑鼠、觸控墊)及數位輸入板。作為另一實例，一電腦可通過語音辨識或以其他聲訊格式接收輸入資訊。

此等電腦可藉由以任何適合形式之一或多個網路互連，包含一區域網路或一廣域網路，諸如一企業網路及智慧型網路(IN)或網際網路。此等網路可基於任何適合技術且可根據任何適合協定操作且可包含無線網路、有線網路或光纖網路。

此外，如所闡述，某些態樣可體現為一或多種方法。執行為方法之部分之動作可以任何適合方式排序。因此，可構造其中以不同於所圖解說明之一次序執行動作之實施例，其可包含同時執行某些動作(即使在說明性實施例中展示為順序動作)。

本文中所定義及使用之所有定義應理解為控制在辭典定義、以引用方式併入之文件中之定義及/或所定義術語之普通意義內。

除非明確指示為相反，否則如本文中在說明書中及在申請專利範圍中使用之不定冠詞「一(a)」及「一(an)」應理解為意指「至少一個」。

如本文中在說明書中及在申請專利範圍中所使用之片語「及/或」應理解為意指如此結合之元件中之「任一者或兩者」，亦即，在某些情形中以結合方式存在之元件及在其他情形中以分離方式存在之元件。以「及/或」列出之多個元件應以相同方式理解，亦即，如此結合之元件中之「一或多者」。可視情況存在除由「及/或」從句具體識別之元件之外的其他元件，無論與具體識別之彼等元件有關還是無關。因此，作為一非限制性實例，當結合諸如「包括」之開放式語言使用時，對「A及/或B」之一引用可在一項實施例中係指僅A(視情況包含除B之外的元件)；在另一實施例中，係指僅B(視情況包含除A之外的元件)；在又一實施例中，係指A及B兩者(視情況包含其他元件)等等。

如本文中在說明書中及申請專利範圍中所使用，在提及一或多個元件之一清單時之片語「至少一者」應理解為意指選自該元件清單中之該等元件中之任一或多者之至少一個元件，但未必包含該元件清單內具體列出之每一及每元件中之至少一者，且不排除該元件清單中之元件之任何組合。此定義亦允許可視情況存在除片語「至少一個」指代之該元件清單內具體識別之元件之外的元件，無論與具體識別之彼等元件有關還是無關。因此，作為一非限制性實例，「A及B中之至少一者」(或等效地「A或B中之至少一者」，或等效地「A及/或B中之至少一者」)可在一項實施例中係指至少一個(視情況包含一個以上)A，而不存在B(且視情況包含除B之外的元件)；在另一實施例中，「A及B中之至少一者」係指至少一個(視情況包含一個以上)B，而不存在A(且視情況包含除A之外的元件)；在又一實施例中，係指至少 一個(視情況包含一個以上)A及至少一個(視情況包含一個以上)B(且視情況包含其他元件)等等。

此外，本文中所使用之措辭及術語係出於闡述目的且不應被視為具限制性。本文中使用「包含」、「包括」或「具有」、「含有」、「涉及」及其變化形式意指涵蓋其後所列出之項目及其等效內容以及額外項目。

在申請專利範圍中以及在上文說明書中，所有過渡性片語(諸如「包括」、「包含」、「攜載」、「具有」、「含有」、「涉及」、「固持」、「由...構成」及諸如此類)應理解為係開放式，亦即，意指包含但不限於。僅過渡性片語「由...組成」及「基本上由...組成」應分別係封閉式或半封閉式過渡性片語。

Claims (123)

1. 一種射頻組件，其經組態以對自正進行成像之解剖結構發射之磁共振信號作出回應，該射頻組件包括：一支撐結構，其經組態以容納正進行成像之該解剖結構；一第一線圈，其包含配置成圍繞該支撐結構之複數個匝之至少一第一導體，以形成圍繞正進行成像之該解剖結構之一第一三維幾何形狀，該第一線圈經定向以對沿著一第一主軸之磁共振信號分量作出回應；及一第二線圈，其包含配置成圍繞該支撐結構之複數個匝之至少一第二導體，以形成圍繞正進行成像之該解剖結構之一第二三維幾何形狀，該第二線圈經定向以對沿著一第二主軸之磁共振信號分量作出回應，該第二主軸之定向不同於該第一主軸。
2. 如請求項1之射頻組件，其中該第一主軸基本上正交於該第二主軸，使得該第一線圈及該第二線圈對基本上正交之磁共振信號分量作出回應。
3. 如請求項2之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經組態以偵測自沿著一第三軸定向之一B0場之一視域內發射之磁共振信號。
4. 如請求項3之射頻組件，其中該第一軸及該第二軸基本上正交於該第三軸。
5. 如請求項3之射頻組件，其中該第一軸及該第二軸相對於該第三軸定向成45°。
6. 如請求項1之射頻組件，其中該支撐結構包括：該第一線圈所施加至之一第一層；及該第二線圈所施加至之一第二層。
7. 如請求項6之射頻組件，其中該支撐結構界定一個三維表面，且其中該第二層基本上沿著至該三維表面之表面法線方向自該第一層偏移。
8. 如請求項6之射頻組件，其中該第一層包括該第一導體定位至其中之至少一個凹槽，且其中該第二層包括該第二導體定位至其中之至少一個凹槽。
9. 如請求項1之射頻組件，其中該支撐結構經組態以容納一患者之頭部，且其中該第一主軸與該患者之身體之一縱軸基本上對準。
10. 如請求項1之射頻組件，其中該支撐結構經組態以容納一患者之附肢之一支撐結構，且其中該第一主軸與該附肢之一縱軸基本上對準。
11. 如請求項10之射頻組件，其中該附肢係一腿部。
12. 如請求項10之射頻組件，其中該附肢係一臂部。
13. 如請求項1之射頻組件，其中該支撐結構經組態以容納一患者之軀幹之一支撐結構，且其中該第一主軸與該患者之身體之一縱軸基本上對準。
14. 如請求項1之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體具有至少1米之一長度。
15. 如請求項1之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體具有至少2米之一長度。
16. 如請求項1之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體具有至少3米之一長度。
17. 如請求項1之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體經組態而具有至少5個匝。
18. 如請求項1之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體經組態而具有至少10個匝。
19. 如請求項1之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體經組態而具有至少15個匝。
20. 如請求項1之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體經組態而具有至少20個匝。
21. 如請求項1之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在一目標頻率下共振，且其中該第一導體及該第二導體之匝之一數目經限制使得該第一導體之一自共振及該第二導體之一自共振係各自分別在至少兩倍於該目標頻率之一頻率下。
22. 如請求項1之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在一目標頻率下共振，且其中該第一導體及該第二導體之匝之一數目經限制使得該第一導體之一自共振及該第二導體之一自共振係各自分別在至少三倍於該目標頻率之一頻率下。
23. 如請求項1之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在一目標頻率下共振，且其中該第一導體及該第二導體之匝之一數目經限制使得該第一導體之一自共振及該第二導體之一自共振係各自分別在至少五倍於該目標頻率之一頻率下。
24. 如請求項1之射頻組件，其中該第一導體係根據一第一線圈組態而配置，該第一線圈組態係至少部分地基於使用該第一線圈之一模型執行一最佳化而判定，及/或該第二導體係根據一第二線圈組態而配置，該第二線圈組態係至少部分地基於使用該第二線圈之一模型執行一最佳化而判定。
25. 如請求項1之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在對應於小於或等於0.2T且大於或等於0.1T之一B0場之一頻率下共振。
26. 如請求項1之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在對應於小於或等於0.1T且大於或等於50mT之一B0場之一頻率下共振。
27. 如請求項1之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在對應於小於或等於50mT且大於或等於20mT之一B0場之一頻率下共振。
28. 如請求項1之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在對應於小於或等於20mT且大於或等於10mT之一B0場之一頻率下共振。
29. 如請求項1之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在對應於小於或等於10mT之一B0場之一頻率下共振。
30. 如請求項1之射頻組件，其中該至少一第一導體包括配置成該複數個匝之一第一連續導線，且該至少一第二導體包括配置成該複數個匝之一第二連續導線。
31. 如請求項30之射頻組件，其中該第一連續導線及該第二連續導線係單股導線。
32. 如請求項30之射頻組件，其中該第一連續導線及該第二連續導線係多股導線。
33. 一種射頻組件，其經組態以對自正進行成像之解剖結構發射之磁共振信號作出回應，該射頻組件包括：一支撐結構，其經組態以容納正進行成像之該解剖結構；一第一線圈，其包含配置成圍繞該支撐結構之複數個匝之一第一導體，以形成圍繞一所關注區域之一第一三維幾何形狀；及一第二線圈，其包含配置成圍繞該支撐結構之複數個匝之一第二導體，以形成圍繞一所關注區域之一第二三維幾何形狀且相對於該所關注區域自該第一線圈偏移。
34. 如請求項33之射頻組件，其中該支撐結構包含該第一線圈所施加至之一第一基板層及該第二線圈所施加至之一第二基板層。
35. 如請求項34之射頻組件，其中該第二基板層定位於該第一基板層上方。
36. 如請求項34之射頻組件，其中該第一基板層包括根據一第一線圈組態配置以容納該第一導體之至少一個第一凹槽，且該第二基板層包括根據一第二線圈組態配置以容納該第二導體之至少一個第二凹槽。
37. 如請求項36之射頻組件，其中該第一線圈組態具有一第一主軸，且該第二線圈組態具有基本上正交於該第一主軸之一第二主軸。
38. 如請求項36之射頻組件，其中該第一基板層及/或該第二基板層係經由三維印刷而產生。
39. 如請求項36之射頻組件，其中該第一基板層包含一凸面側及一凹面側，且其中該第二基板層包含一凸面側及一凹面側。
40. 如請求項39之射頻組件，其中該至少一個第一凹槽提供於該第一基板層之該凸面側上。
41. 如請求項40之射頻組件，其中該至少一個第二凹槽提供於該第二基板層之該凸面側上。
42. 如請求項40之射頻組件，其中該至少一個第二凹槽提供於該第二基板層之該凹面側上。
43. 如請求項39之射頻組件，其中該至少一個第一凹槽提供於該第一基板層之該凹面側上。
44. 如請求項43之射頻組件，其中該至少一個第二凹槽提供於該第二基板層之該凸面側上。
45. 如請求項43之射頻組件，其中該至少一個第二凹槽提供於該第二基板層之該凹面側上。
46. 如請求項33之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體具有至少1米之一長度。
47. 如請求項33之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體具有至少2米之一長度。
48. 如請求項33之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體具有至少3米之一長度。
49. 如請求項33之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體經組態而具有至少5個匝。
50. 如請求項33之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體經組態而具有至少10個匝。
51. 如請求項33之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體經組態而具有至少15個匝。
52. 如請求項33之射頻組件，其中該第一導體及/或該第二導體經組態而具有至少20個匝。
53. 如請求項33之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在對應於小於或等於0.2T且大於或等於0.1T之一B0場之一頻率下共振。
54. 如請求項33之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在對應於小於或等於0.1T且大於或等於50mT之一B0場之一頻率下共振。
55. 如請求項33之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在對應於小於或等於50mT且大於或等於20mT之一B0場之一頻率下共振。
56. 如請求項33之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在對應於小於或等於20mT且大於或等於10mT之一B0場之一頻率下共振。
57. 如請求項33之射頻組件，其中該第一線圈及該第二線圈經調諧以在對應於小於或等於10mT之一B0場之一頻率下共振。
58. 一種射頻線圈，其經組態以對磁共振信號作出回應，該射頻線圈包括：至少一個導體，其圍繞一所關注區域配置成一個三維幾何形狀，其中呈該三維幾何形狀之該至少一個導體之一線圈組態係至少部分地基於使用該射頻線圈之一模型執行至少一個最佳化而判定。
59. 如請求項58之射頻線圈，其中該至少一個導體圍繞該所關注區域配置成複數個匝。
60. 如請求項59之射頻線圈，其中匝之一數目及/或至少一對毗鄰匝之間的一間隔係至少部分地基於使用該射頻線圈之該模型執行該至少一個最佳化而判定。
61. 如請求項58之射頻線圈，其中該最佳化判定滿足至少一個約束之該射頻線圈之該模型之一組態。
62. 如請求項61之射頻線圈，其中該至少一個約束包含該射頻線圈之一電阻。
63. 如請求項61之射頻線圈，其中該至少一個約束包含該至少一個導體之一長度。
64. 如請求項61之射頻線圈，其中該至少一個約束包含該射頻線圈之一電感。
65. 如請求項58之射頻線圈，其中該最佳化判定產生滿足至少一個準則之一磁場的該射頻線圈之該模型之一組態。
66. 如請求項65之射頻線圈，其中該至少一個準則包含該所關注區域內之磁場均勻性。
67. 如請求項65之射頻線圈，其中該至少一個準則包含該所關注區域內之磁場強度。
68. 如請求項59之射頻線圈，其中該至少一個導體具有至少1米之一長度。
69. 如請求項68之射頻線圈，其中該至少一個導體具有至少2米之一長度。
70. 如請求項69之射頻線圈，其中該至少一個導體具有至少3米之一長度。
71. 如請求項58之射頻線圈，其中該至少一個導體具有一螺旋幾何形狀，該螺旋幾何形狀具有複數個匝。
72. 如請求項71之射頻線圈，其中該複數個匝之間的間隔係非均一的。
73. 如請求項59之射頻線圈，其中該複數個匝包括至少5個匝。
74. 如請求項59之射頻線圈，其中該複數個匝包括至少10個匝。
75. 如請求項59之射頻線圈，其中該複數個匝包括至少15個匝。
76. 如請求項59之射頻線圈，其中該複數個匝包括至少20個匝。
77. 如請求項59之射頻線圈，其進一步包括其上配置該至少一個導體之一支撐件，該支撐件經形成以容納人類解剖結構之一部分。
78. 如請求項77之射頻線圈，其中該射頻線圈係一頭部線圈，且其中該支撐件包括經形成以容納一人類頭部之一頭盔。
79. 如請求項78之射頻線圈，其結合至少一個輔助線圈來促進雜訊抑制，該至少一個輔助線圈定位於該頭盔上或接近該頭盔。
80. 如請求項79之射頻線圈，其中該射頻線圈經組態以偵測自位於該頭盔內之一視域發射之磁共振信號，且其中該至少一個輔助線圈經定位以便對環境雜訊作出回應但不對自該視域發射之該等磁共振信號作出回應。
81. 如請求項80之射頻線圈，其中該至少一個輔助線圈之一組態係使用一最佳化而判定。
82. 如請求項81之射頻線圈，其中該至少一個輔助線圈之該組態經最佳化以減小或消除與該射頻線圈之電感耦合。
83. 如請求項58之射頻線圈，其結合至少一個輔助線圈來促進雜訊抑制。
84. 如請求項58之射頻線圈，其中該射頻線圈經調諧以在對應於小於或等於0.2T且大於或等於0.1T之一B0場之一頻率下共振。
85. 如請求項58之射頻線圈，其中該射頻線圈經調諧以在對應於小於或等於0.1T且大於或等於50mT之一B0場之一頻率下共振。
86. 如請求項58之射頻線圈，其中該射頻線圈經調諧以在對應於小於或等於50mT且大於或等於20mT之一B0場之一頻率下共振。
87. 如請求項58之射頻線圈，其中該射頻線圈經調諧以在對應於小於或等於20mT且大於或等於10mT之一B0場之一頻率下共振。
88. 如請求項58之射頻線圈，其中該射頻線圈經調諧以在對應於小於或等於10mT之一B0場之一頻率下共振。
89. 一種判定一射頻線圈之一組態之方法，其包括：產生該射頻線圈之一模型；及執行一最佳化以判定一模型組態，該模型組態滿足至少一個約束且在模擬該模型之運算時產生滿足一預定準則之一磁場。
90. 如請求項89之方法，其進一步包括自該模型組態判定一線圈組態，該線圈組態指示該射頻線圈之至少一個導體之一配置。
91. 如請求項90之方法，其中該至少一個導體形成複數個匝，且其中該線圈組態指示匝之一數目及/或至少一對毗鄰匝之間的一間隔。
92. 如請求項90之方法，其中該至少一個約束包含該射頻線圈之一電阻。
93. 如請求項92之方法，其中該至少一個約束包含該至少一個導體之一長度。
94. 如請求項90之方法，其中該至少一個約束包含該射頻線圈之一電感。
95. 如請求項90之方法，其中該至少一個準則包含所關注區域內之磁場均勻性。
96. 如請求項90之方法，其中該至少一個準則包含一所關注區域內之磁場強度。
97. 如請求項90之方法，其中該至少一個導體具有至少1米之一長度。
98. 如請求項90之方法，其中該至少一個導體具有至少2米之一長度。
99. 如請求項90之方法，其中該線圈組態闡述該至少一個導體之一螺旋幾何形狀。
100. 如請求項99之方法，其中該複數個匝之間的間隔係非均一的。
101. 一種經組態用於一患者之一身體之一部分之射頻線圈，該射頻線圈包括：一支撐結構，其經組態以容納正進行成像之該身體之該部分；至少一個導體，其經配置成在該支撐結構上之複數個匝，以形成圍繞該身體之該部分之一所關注區域之一三維幾何形狀，且經定向以對基本上正交於該患者之該身體之一縱軸定向之磁共振信號分量作出回應。
102. 如請求項101之射頻線圈，其中該射頻線圈經組態以對自一B0場發射之磁共振信號作出回應，該B0場基本上平行於該身體之該縱軸定向。
103. 如請求項102之射頻線圈，其中該射頻線圈經組態以對自一B0場發射之磁共振信號作出回應，該B0場係由呈一雙平面幾何形狀之一B0磁體產生。
104. 如請求項101之射頻線圈，其中該射頻線圈經組態以對自一B0場發射之磁共振信號作出回應，該B0場基本上平行於該身體之該縱軸定向。
105. 如請求項104之射頻線圈，其中該射頻線圈經組態以對自一B0場發射之磁共振信號作出回應，該B0場係由呈一螺線管幾何形狀之一B0磁體產生。
106. 一種供在一磁共振成像系統中使用之設備，該設備包括：一第一線圈；及至少一個控制器，其經組態以操作該線圈來產生一射頻磁場及一梯度場。
107. 如請求項106之設備，其中該至少一個控制器經組態以根據一磁共振脈衝序列操作該第一線圈。
108. 如請求項106之設備，其中該至少一個控制器經組態以使用該第一線圈來偵測一磁共振信號。
109. 如請求項106之設備，其中該第一線圈經組態以在一低場磁共振成像系統中操作。
110. 如請求項106之設備，其進一步包括一第二線圈，且其中該至少一個控制器經組態以操作該第二線圈來產生一射頻磁場及一梯度場。
111. 如請求項110之設備，其中該第一線圈及該第二線圈在基本上正交於該系統之一B0磁場之一方向上產生一梯度磁場之至少一部分。
112. 如請求項110之設備，其中該第一線圈在基本上正交於該系統之一B0磁場之一第一方向上產生一梯度磁場之至少一部分，且其中該第二線圈在基本上正交於該B0磁場之一第二方向上產生一梯度磁場之至少一部分。
113. 如請求項112之設備，其中該至少一個控制器經組態以使用該第一線圈及該第二線圈來偵測磁共振信號。
114. 如請求項113之設備，其中藉由該第一線圈及該第二線圈偵測之磁共振信號經組合以增加信雜比。
115. 如請求項113之設備，其中該第一線圈及該第二線圈經操作以縮減獲取時間。
116. 如請求項110之設備，其中該至少一個控制器包括：一第一放大器，其用於提供電力來操作該第一線圈以產生該射頻磁場；一高通濾波器，其連接於該第一放大器與該第一線圈之間；一第二放大器，其用於提供電力來操作該第一線圈以產生該梯度磁場；及一低通濾波器，其連接於該第二放大器與該第一線圈之間。
117. 如請求項110之設備，其中該第一線圈之一組態係使用一最佳化判定。
118. 如請求項117之設備，其中該最佳化判定該第一線圈之至少一個導體之該組態，該組態滿足至少一個約束且在模擬該第一線圈之一模型之運算時產生滿足一預定準則之一磁場。
119. 如請求項110之設備，其進一步包括經形成以容納一人類頭部之一頭盔，其中該第一線圈經組態以操作為一RF頭部線圈且配置於該頭盔上。
120. 如請求項119之設備，其進一步包括至少一個輔助線圈以促進雜訊抑制，該至少一個輔助線圈定位於該頭盔上或接近該頭盔。
121. 如請求項120之設備，其中該第一線圈經組態以偵測自位於該頭盔內之一視域發射之磁共振信號，且其中該至少一個輔助線圈經定位以便對環境雜訊作出回應但不對自該視域發射之磁共振信號作出回應。
122. 如請求項120之設備，其中該至少一個輔助線圈之一組態係使用一最佳化判定。
123. 如請求項120之設備，其中該至少一個輔助線圈之該組態經最佳化以減小或消除與該第一線圈之電感耦合。