相關(guān)申請的交叉引用

本申請是基于2014年3月14日提交的、名稱為“systemandmethodforspriralvolmeimaging”的美國臨時申請s/n61/953,370，要求其優(yōu)先權(quán)，并且在此引入作為參考。

關(guān)于聯(lián)邦政府資助研發(fā)的聲明

本發(fā)明由政府資助，國防部(thedepartmentofdefense)授權(quán)號為w81xwh-11-2-076。政府在本發(fā)明中擁有一定的權(quán)益。

背景技術(shù)：

本公開涉及用于磁共振成像(mri)的系統(tǒng)和方法，更具體地，本公開涉及一種螺旋線圈結(jié)構(gòu)以及在成像處理過程中使用這種線圈的方法。

當諸如人體組織之類的物質(zhì)經(jīng)受均勻磁場(極化場b0)時，所述組織中被激勵的核的單獨磁矩試圖與這個極化場對準，但是以它們的特征拉莫(larmor)頻率以隨機順序繞其進動。如果物質(zhì)或者組織經(jīng)受位于x-y平面內(nèi)的并且接近拉莫爾頻率的磁場(激勵場b1)，則可將凈對準磁矩mz旋轉(zhuǎn)或“傾斜”到x-y平面中，以產(chǎn)生凈橫向磁矩mt。在激勵信號b1終止之后，由受激核或“自旋(spin)”發(fā)射出信號，并且該信號可被接收和處理以形成圖像。

當使用這些“mr”信號來產(chǎn)生圖像時，采用磁場梯度(gx，gy，和gz)。典型地，通過一系列測量周期來掃描被成像的區(qū)域，在這些測量周期內(nèi)這些梯度根據(jù)所使用的特定定位方法而變化。使用許多已知重建技術(shù)中的一種對所接收的mr信號的結(jié)果集進行數(shù)字化和處理以重建圖像。

通過分別使用發(fā)射和接收線圈(通常被稱為射頻(rf)線圈)來激勵和檢測發(fā)射的mr信號來執(zhí)行mri。發(fā)射/接收線圈可包括用于發(fā)射和接收的分離的線圈，用于發(fā)射和/或接收的多個線圈，或者用于發(fā)射和接收的相同的線圈。發(fā)射/接收線圈同樣經(jīng)常被稱為tx/rx或者tx/rx線圈，以泛指mri系統(tǒng)中的發(fā)射和接收磁組件的各種配置。這些術(shù)語在此文中可互換地使用。

目前，在臨床環(huán)境中采用的mri系統(tǒng)為高場系統(tǒng)，因為高場系統(tǒng)歷史上是能夠產(chǎn)生臨床上有用的圖像的唯一mri解決方案。然而，高場mri系統(tǒng)是大體積、昂貴的并且需要專用設(shè)施。因此，高場mri系統(tǒng)的尺寸和開銷限制了它們的使用并且使得它們在那些能夠從mri受益的許多臨床情況下不可用。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

低場mri提供了可替代高場mri的相對低的成本、高實用性。然而，低場mri呈現(xiàn)出很多挑戰(zhàn)，包括相對弱的mr信號以及低信噪比率。因此，發(fā)射/接收線圈的設(shè)計在執(zhí)行滿意的低場mri上起了重要作用。為了解決這個問題，發(fā)明人研制了發(fā)射/接收線圈設(shè)計以有利于適合于低場的改進的激勵以及mr信號的檢測。

根據(jù)一些實施例，提供一種具有螺旋幾何結(jié)構(gòu)的三維(3d)發(fā)射/接收線圈。所述發(fā)射/接收線圈可安裝在形狀適配的基底上，例如，可被成型為特定解剖(anatomy)，諸如頭盔。這個配置提供均勻的磁場以及3d容積上的高靈敏度。

根據(jù)本發(fā)明的一個方面，提供一種磁共振成像(mri)系統(tǒng)，其包括配置為產(chǎn)生圍繞布置在所述mri系統(tǒng)中的被測者的至少感興趣區(qū)域(roi)的靜磁場的磁體系統(tǒng)以及多個梯度線圈，所述多個梯度線圈被配置為相對于所述靜磁場建立至少一個磁梯度場。所述系統(tǒng)還包括具有發(fā)射/接收線圈的射頻(rf)系統(tǒng)。所述發(fā)射/接收線圈包括基底，所述基底被配置為遵循由mri系統(tǒng)成像的被測者的一部分的輪廓以及至少一個線圈，所述至少一個線圈耦合至所述基底并形成半球形螺旋圖案。

根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，提供一種使用mri系統(tǒng)來執(zhí)行磁共振成像(mri)處理的線圈系統(tǒng)。所述線圈系統(tǒng)包括基底，所述基底配置為遵循由mri系統(tǒng)成像的被測者的一部分的輪廓以及至少一個線圈，所述至少一個線圈耦合至所述基底并且形成三維螺旋圖案。

本發(fā)明的前述以及其它優(yōu)點將通過下面的描述呈現(xiàn)。

附圖的簡單描述

圖1是mri系統(tǒng)的框圖。

圖2是mri系統(tǒng)的rf系統(tǒng)的框圖。

圖3a是根據(jù)本公開的并且被配置為與諸如關(guān)于圖1、2和4描述的系統(tǒng)一起使用的發(fā)射/接收線圈的正立面圖。

圖3b是圖3a中的發(fā)射/接收線圈的側(cè)立體圖；

圖3c是圖3a和3b中的發(fā)射/接收線圈的后立體圖。

圖4是可和圖3a、3b和3c中的發(fā)射/接收線圈的一起使用的低場mri系統(tǒng)的示意圖。

圖5a是根據(jù)一些實施例的發(fā)射/接收線圈的立體圖。

圖5b是圖5a中所示的發(fā)射/接收線圈的俯視圖。

圖5c是圖5a和5b中所示的發(fā)射/接收線圈的側(cè)視圖。

圖6示意性描述了b0磁體的雙平面布置。

圖7示出了人體的輪廓線，其顯示了人體的縱軸。

詳細描述

如上文所述，臨床mri掃描儀主要是高場系統(tǒng)，絕大部分安裝的mri掃描儀工作在1.5或者3特斯拉(t)。mri的趨勢是提高磁場強度以提高成像質(zhì)量和/或減少掃描時間。然而，盡管高場mri能夠在相對短的掃描時間內(nèi)提供高分辨率圖像，制造、運行以及維護高場mri安裝的花費通常難以避免，這導致嚴重限制了高場mri系統(tǒng)的實用性并且阻止它們在很多臨床應(yīng)用中的使用。

低場mri(例如運行在.2t以及以下的系統(tǒng))提供了可替代高場mri的相對低的成本、高實用性。然而，低場呈現(xiàn)出由于所使用的低場強度而導致的很多挑戰(zhàn)，包括顯著降低的信噪比(snr)。尤其是，mr信號的snr與主磁場b0的強度有關(guān)，這是驅(qū)動高場mri和趨向于更高場強度的重要因素。低場mri產(chǎn)生相對弱的mr信號，導致實際上更低的snr。因此，發(fā)射/接收線圈設(shè)計是盡可能有效地發(fā)射激勵脈沖序列并檢測所發(fā)射的mr信號的重要因素。

發(fā)明人意識到在低場mri中使用的低場強度有利于那些在高場下不可應(yīng)用和/或不可能的發(fā)射/接收線圈的設(shè)計。例如，為了發(fā)射激勵脈沖序列并且為了檢測發(fā)射的mr信號，發(fā)射/接收線圈必須以取決于b0場的強度的頻率共振。相應(yīng)地，在高場方式下的發(fā)射/接收線圈必須以顯著高于它們的低場對應(yīng)物的頻率共振。由于在導電路徑長度和共振電路中的共振頻率/多個頻率(即，線圈可產(chǎn)生并檢測磁場的頻率)的波長之間的相反關(guān)系，要求高場發(fā)射/接收線圈的導電路徑非常短。

發(fā)明人認識到在低場mri中的低頻率允許發(fā)射/接收線圈的導電路徑相當長，這允許由于高場mri下的高頻率所帶來的導電路徑長度的嚴格限制而對高場mri不適用(或者可用)的線圈設(shè)計。根據(jù)一些實施例，通過對應(yīng)于與感興趣區(qū)域的三維表面上提供單導電路徑來形成發(fā)射/接收線圈。例如，低場發(fā)射/接收頭部線圈可通過圍繞一基底纏繞導體產(chǎn)生，所述基底制作為頭盔(例如使用3d打印制造的頭盔)供人佩戴。根據(jù)一些實施例，所述導線以螺旋幾何形狀圍繞所述頭盔表面纏繞以提供充分覆蓋(例如半球形螺旋)來為感興趣區(qū)域(例如大腦或者大腦的部分)提供脈沖序列和/或來檢測發(fā)射自所述感興趣區(qū)域的mr信號。

此外，臨床高場mri系統(tǒng)通常經(jīng)由圍繞圓柱體內(nèi)孔纏繞的螺線管線圈產(chǎn)生b0場，在該圓柱體內(nèi)孔插入了被成像的病人。這樣，b0場沿著內(nèi)孔的和插入內(nèi)孔的人體的縱軸方向定向。為了執(zhí)行mri，發(fā)射/接收線圈必須產(chǎn)生與b0場垂直的b1場并且檢測在該橫向方向上所發(fā)射的mr信號。這進一步限制了為高場mri設(shè)計的發(fā)射/接收線圈的幾何形狀。

低場mri有利于“開放”系統(tǒng)的設(shè)計，在“開放”系統(tǒng)中使用，例如，被成像的病人放置于其間的雙平面線圈來產(chǎn)生b0場，這使得b0場垂直于人體的縱向軸定向。相應(yīng)地，發(fā)射/接收線圈布置為產(chǎn)生和/或檢測橫向于這個b0場的磁場，從而允許在傳統(tǒng)高場mri系統(tǒng)中不可能的幾何結(jié)構(gòu)。因此，雙平面b0磁體(或者產(chǎn)生橫向于人體的軸的b0場的其他布置)允許設(shè)計產(chǎn)生/檢測所述人體的軸向方向的磁場的發(fā)射/接收線圈，一些這樣的例子將在下文詳細描述。如此配置的發(fā)射/接收線圈無法跟產(chǎn)生與人體軸對準的磁場的b0線圈一起使用，例如那些通常使用在高場mri中的。

發(fā)明人進一步意識到低場下還有利于使用不同材料來產(chǎn)生發(fā)射/接收線圈。例如，高場mri中的發(fā)射/接收線圈中的導電通路通常由銅片制成。低場下，可使用導線形成導電路徑，例如，單股線，多股線(比如，絞合線)等。此處使用的術(shù)語“導線”是描述具有擠壓(extrusion)的橫截面特性以使得橫截面具有對稱的軸線(例如，通常圓形的截面，矩形的截面等)的導體，不同于由銑削或者切割銅片形成的導體。導線可以是合適尺寸的單股線，或者諸如絞合線的多股線。因此，低場mri的發(fā)射/接收線圈可被簡單且不昂貴地生產(chǎn)。應(yīng)當理解，此處描述的用于發(fā)射/接收線圈的導線可以使用任何方式生產(chǎn)，不僅包括基于導線的設(shè)計，還包括使用從導電板形成線圈的傳統(tǒng)高場技術(shù)，因此本文在此方面不做限制。

發(fā)明人進一步意識到上文描述的因素(例如，對導電路徑長度的顯著寬松的約束，b0場的不同定向和/或相對于可獲得材料的更大靈活性等)允許多種線圈設(shè)計并且有利于生產(chǎn)符合被成像的特定解剖的線圈。因此，發(fā)射/接收線圈可通過在圍繞被成像的解剖的三維配置上提供導電路徑來形成，從而提供基本上形狀適配的發(fā)射/接收線圈。

與用于提供用在mri中發(fā)射/接收線圈的方法和裝置的實施例有關(guān)的各種概念，在下文詳細描述。應(yīng)當理解本文描述的實施例可以以任何各種方式實現(xiàn)。僅僅為了說明目的，下文提供了特定實現(xiàn)示例。應(yīng)當理解所提供的實施例以及特征/功能可被單獨使用，所有一起使用，或者以任何組合使用，因此本文在此方面不做限制。

現(xiàn)在參考圖1，示出了磁共振成像(mri)系統(tǒng)100的示例。mri系統(tǒng)100包括操作員工作站102，其通常包括顯示器104、一個或者多個輸入設(shè)備106(諸如，鍵盤和鼠標)以及處理器108。處理器108可包括運行商業(yè)可獲得的操作系統(tǒng)的商業(yè)可獲得的可編程機器。操作員工作站102提供操作員接口，其使得能夠輸入掃描指令到mri系統(tǒng)100。通常，操作員工作站102可耦合到四個服務(wù)器：脈沖序列服務(wù)器110；數(shù)據(jù)采集服務(wù)器112；數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114；以及數(shù)據(jù)存儲服務(wù)器116。操作員工作站102和每個服務(wù)器110、112、114以及116彼此通信連接。例如，服務(wù)器110、112、114以及116可經(jīng)由通信系統(tǒng)117連接，通信系統(tǒng)117包括任何合適的網(wǎng)絡(luò)連接，可以是有線的、無線的、或者兩者的組合。例如通信系統(tǒng)117可包括私有的或者專有網(wǎng)絡(luò)，還可以包括開放網(wǎng)絡(luò)，比如因特網(wǎng)。

脈沖序列服務(wù)器110響應(yīng)于從操作員工作站102下載的指令運行來操作梯度系統(tǒng)118以及射頻(“rf”)系統(tǒng)120。為執(zhí)行指定掃描所需要的梯度波形被產(chǎn)生并施加到梯度系統(tǒng)118，其激勵組件122中的梯度線圈以產(chǎn)生用于定位編碼磁共振信號的磁場梯度gx，gy和gz。梯度線圈組件122形成為磁體組件124的一部分，磁體組件124包括極化磁體126和全身rf線圈128和/或發(fā)射/接收線圈，例如頭部線圈129。。

射頻波形通過rf系統(tǒng)120施加到rf線圈128，或者分離的發(fā)射/接收線圈，例如頭部線圈129，以執(zhí)行指定的磁共振脈沖序列。由rf線圈128或者諸如頭部線圈129的分離的發(fā)射/接收線圈檢測的響應(yīng)磁共振信號被rf系統(tǒng)120接收，在該系統(tǒng)中它們在由脈沖序列服務(wù)器110產(chǎn)生的命令指引下被放大、解調(diào)、濾波以及數(shù)字化。rf系統(tǒng)120包括rf發(fā)射器以產(chǎn)生在mri脈沖序列中使用的多種rf脈沖。rf發(fā)射器響應(yīng)于來自脈沖序列服務(wù)器110的掃描指示和指令來產(chǎn)生期望頻率、相位以及脈沖幅值波形的rf脈沖。產(chǎn)生的rf脈沖可施加到全身rf線圈128或者一個或多個發(fā)射/接收線圈或線圈陣列，例如頭部線圈129。

rf系統(tǒng)120還包括一個或者多個rf接收器通道。每個rf接收器通道包括放大它所連接的線圈128/129接收的磁共振信號的rf前置放大器，以及檢測并數(shù)字化接收的磁共振信號的i和q正交分量的檢測器。因此，接收的磁共振信號的幅值可能通過對i和q分量取平方和的平方根來確定：

并且接收的磁共振信號的相位還可同通過下式確定：

脈沖序列服務(wù)器110還選擇性地從生理采集控制器130接收病人數(shù)據(jù)。舉個例子，生理采集控制器130可接收來自連接到病人的多個不同的傳感器的信號，諸如來自電極的心電圖(“ecg”)信號，或者來自呼吸風箱或者其它呼吸監(jiān)測設(shè)備的呼吸信號。這些信號通常被脈沖序列服務(wù)器110使用來同步或者“門控(gate)”伴隨著被測者的心跳或者呼吸的掃描的性能。

脈沖序列服務(wù)器110還連接到掃描室接口電路132，其從與病人和磁體系統(tǒng)的條件相關(guān)聯(lián)的各種傳感器接收信號。還通過掃描室接口電路132，病人定位系統(tǒng)134接收命令以在掃描期間移動病人至期望位置。

由rf系統(tǒng)120產(chǎn)生的數(shù)字化的磁共振信號采樣被數(shù)據(jù)采集服務(wù)器112接收。數(shù)據(jù)采集服務(wù)器112響應(yīng)于從操作員工作站102下載的指令來操作以接收實時磁共振數(shù)據(jù)并且提供緩沖存儲器，以使得不會由數(shù)據(jù)溢出帶來數(shù)據(jù)丟失。在一些掃描中，數(shù)據(jù)采集服務(wù)器112僅僅是將采集的磁共振數(shù)據(jù)傳輸給數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114。然而，在需要從采集的磁共振數(shù)據(jù)得到信息以控制掃描的進一步性能的掃描中，數(shù)據(jù)采集服務(wù)器112被編程為產(chǎn)生這樣的信息并且將其傳輸給脈沖序列服務(wù)器110。例如，在預掃描期間，磁共振數(shù)據(jù)被采集并用于校準由脈沖序列服務(wù)器110執(zhí)行的脈沖序列。作為另一個示例，導航信號可能被采集并被用于調(diào)整rf系統(tǒng)120或者梯度系統(tǒng)118的操作參數(shù)，或者用于控制采樣k-空間的視圖順序(vieworder)。在另一個示例中，數(shù)據(jù)采集服務(wù)器112還可用于處理用于檢測在磁共振造影(mra)掃描中的造影劑的到來的磁共振信號。舉個例子，數(shù)據(jù)采集服務(wù)器112采集磁共振數(shù)據(jù)并實時處理它以產(chǎn)生用于控制掃描的信息。

數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114從數(shù)據(jù)采集服務(wù)器112接收磁共振數(shù)據(jù)并且根據(jù)從操作員工作站102下載的指令處理它。這樣的處理可例如包括下述各項中的一者或多者：通過對原始k-空間數(shù)據(jù)執(zhí)行傅里葉變換來重建二維或者三維圖像；執(zhí)行其它圖像重建算法，諸如迭代或者反向投射重建算法；向原始k-空間數(shù)據(jù)或者重建的圖像應(yīng)用濾波器；產(chǎn)生功能性磁共振圖像；計算運動或者流動圖像；等等。

由數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114重建的圖像被傳輸回操作員工作站102，在那里它們被保存。實時圖像保存在數(shù)據(jù)庫高速緩沖存儲器(圖1未示出)中，從其中它們可被輸出給操作員顯示器112或者位于鄰近磁體組件124的顯示器136以供主治醫(yī)師使用。批量模式圖像或者選擇的實時圖像保存在磁盤存儲器138上的主機數(shù)據(jù)庫。當如此的圖像已經(jīng)被重建和傳送至存儲器，數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114通知操作員工作站102上的數(shù)據(jù)存儲服務(wù)器116。操作員使用操作員工作站102來存檔圖像，產(chǎn)生影像，或者經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)將圖像發(fā)送給其它設(shè)施。

mri系統(tǒng)100還可以包括一個或者多個網(wǎng)絡(luò)工作站142。舉個例子，網(wǎng)絡(luò)工作站142可包括顯示器144；一個或者多個輸入設(shè)備146，例如鍵盤和鼠標；以及處理器148。網(wǎng)絡(luò)工作站142可位于和操作員工作站102相同的設(shè)施內(nèi)，或者位于不同設(shè)施內(nèi)，諸如不同的健康護理機構(gòu)或者診所。

網(wǎng)絡(luò)工作站142，無論是與操作員工作站102位于相同設(shè)施還是不同設(shè)施內(nèi)，可經(jīng)由通信系統(tǒng)117遠程訪問數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114或者數(shù)據(jù)存儲服務(wù)器116。相應(yīng)地，多個網(wǎng)絡(luò)工作站142可訪問數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114和數(shù)據(jù)存儲服務(wù)器116。以此方式，磁共振數(shù)據(jù)、重建后的圖像或者其它數(shù)據(jù)可以在數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114或數(shù)據(jù)存儲服務(wù)器116與網(wǎng)絡(luò)工作站142之間交換，以使得可通過網(wǎng)絡(luò)工作站142遠程處理數(shù)據(jù)或圖像。這數(shù)據(jù)可以用任何適當格式交換，例如遵循傳輸控制協(xié)議(tcp)、以太網(wǎng)協(xié)議(ip)或者其它已知或者合適的協(xié)議。

參考圖2，將進一步描述圖1中的rf系統(tǒng)120rf系統(tǒng)120包括傳輸通道202，其產(chǎn)生指定rf激勵場。這個rf激勵場的基頻或者載頻在頻率合成器210的控制下產(chǎn)生，頻率合成器210從脈沖序列服務(wù)器110接收一組數(shù)字信號。這些數(shù)字信號指示在輸出212處產(chǎn)生的rf載波信號的頻率和相位。rf載波被應(yīng)用到調(diào)制器和上變頻器214，在其中響應(yīng)于同樣從脈沖序列服務(wù)器110接收的信號r(t)來調(diào)制它的幅值。信號r(t)定義了將被產(chǎn)生的rf激勵脈沖的包絡(luò)并且通過順序讀出一系列所存儲的數(shù)字值來產(chǎn)生?？筛淖冞@些存儲的數(shù)字值以使得任何期望的rf脈沖包絡(luò)能被產(chǎn)生。

在輸出216處產(chǎn)生的rf激勵脈沖的幅值通過激勵衰減電路218被衰減，激勵衰減電路218從脈沖序列服務(wù)器110接收數(shù)字化指令。被衰減的rf激勵脈沖隨后被施加到驅(qū)動rf傳輸線圈204的功率放大器220。

由被測者產(chǎn)生的mr信號被rf接收器線圈208拾取并通過前置放大器222施加到接收器衰減器224的輸入端。接收器衰減器224進一步將信號放大一量值，該量值由從脈沖序列服務(wù)器110接收的數(shù)字衰減信號確定。接收的信號位于拉莫爾頻率或者在拉莫爾頻率左右，并且這個高頻信號通過下變頻器226在兩步處理中被降頻轉(zhuǎn)換。下變頻器226首先將mr信號和線路212上的載波信號混合，并且然后混合得到的差信號和線路228上的參考信號，該參考信號通過參考頻率發(fā)生器230產(chǎn)生。降頻變換后的mr信號被施加到采樣并數(shù)字化模擬信號的模數(shù)(“a/d”)轉(zhuǎn)換器232的輸入端。被采樣以及數(shù)字化的信號隨后被施加到數(shù)字檢測器以及信號處理器234，其產(chǎn)生對應(yīng)于接收的信號的16位同相(i)值和16位正交(q)值。接收的信號的數(shù)字化的i和q值的結(jié)果數(shù)據(jù)流輸出到數(shù)據(jù)采集服務(wù)器112。除了在線路228上產(chǎn)生參考信號外，參考頻率發(fā)生器230還在線路236上產(chǎn)生施加到a/d轉(zhuǎn)換器232的采樣信號。

參考圖3a-3c，示出了一種發(fā)射/接收線圈設(shè)計，其被示為適配螺旋(ffs)發(fā)射/接收線圈300的形狀。如將描述的，ffs發(fā)射/接收線圈300提供均勻的磁場和三維體積內(nèi)的高靈敏度。ffs發(fā)射/接收線圈300包括基底或者外殼302，螺旋線圈304耦合到它或它上面?；?02可以高度形狀適配。例如，基底302可使用三維(3d)打印機來創(chuàng)造以特別切合解剖結(jié)構(gòu)，在示出的例子中諸如為頭部。這樣，基底302可由適合3d打印的材料制成。類似的，線圈302的繞組應(yīng)當定制成很好適配下面的解剖結(jié)構(gòu)(在本示例中為頭部)并且達到期望的填充因子，其可以是最大的填充因子。

所示的線圈304形成螺旋狀。線圈304可從與所述被測者的頭頂對準的中心306旋出至包圍被測者的頭部的周邊。這樣，線圈304可配置為從中心306旋出至周邊308。線圈304被布置為在螺旋的相鄰部分之間具有一致或者大體一致的距離(d)。在其它配置中，距離d可以是不一致的并且隨著螺旋從所述中心306移動至所述周邊308而變化。在任何情況下，線圈304形成半球形螺旋圖案，其提供了高磁場均勻性。螺旋圖案有利地控制或者去除了在很多發(fā)射/接收線圈中通常所需要的線圈解耦策略。與提供高靈敏度但是承受高磁場不均勻性的并且需要用于發(fā)射操作的分離線圈的常規(guī)表面線圈不同，本公開的上面描述的螺旋線圈在改進的設(shè)計中，可被調(diào)諧至提供高均勻性，同時保持大視場內(nèi)的高靈敏度。ffs發(fā)射/接收線圈300可用于發(fā)射和接收操作。

上文描述的ffs發(fā)射/接收線圈300，以及其它被定制為其它解剖結(jié)構(gòu)或roi的ffs線圈，可用于人體部分(諸如頭部，胳膊，腿，手，或者其它四肢)的mnr或者mri以跟任何類型的mri序列一起來提供高靈敏度，mri序列包括基于梯度回波的、基于自旋回波的序列，以及全重聚焦序列，例如平衡穩(wěn)定態(tài)自由進動(b-ssfp)。注意，無需考慮基底或者roi的下述形狀，本公開的ffs發(fā)射/接收線圈可被特別有利地用于利用高翻轉(zhuǎn)角一致性的mri序列，例如b-ssfp脈沖序列。

這些ffs發(fā)射/接收線圈還可以和低場磁共振成像(ifmri)系統(tǒng)一起使用。例如，ifmri在用于成像由于金屬植入體、起搏器以及類似物而被傳統(tǒng)mri排除的被測者上存在優(yōu)勢。ffs發(fā)射/接收線圈可被用于在具有密集人口交通的區(qū)域中的基于mri的安全檢查單元。例如，參考圖4，上文描述的基本mr系統(tǒng)和原理可用于告知其它mr系統(tǒng)的設(shè)計共享相似部件，但是運行在非常不同的參數(shù)下。在一個示例中，低場磁共振成像(ifmri)系統(tǒng)利用上面描述的很多硬件，但是具有顯著的減少的硬件需求以及更小的硬件足跡。例如，參考圖4，示出了一種系統(tǒng)，替代1.5t或者更大靜態(tài)磁場，它利用了明顯更小的磁場。也即是說，圖4作為一個非限制性示例，系統(tǒng)400中使用的磁場可以小于10mt。作為一個具體示例，系統(tǒng)400可以是6.5mt基于電磁的掃描器，其能夠?qū)缰睆竭_15.6cm的被測者成像。所述系統(tǒng)400可以使用上文描述的圖3中的發(fā)射/接收線圈402。

圖5a-5c示出了根據(jù)一些實施例的，用于低場mri中的發(fā)射/接收頭部線圈的另一個設(shè)計的多個視圖。發(fā)射/接收線圈500包括基底520，其形成為適應(yīng)將被成像的被測者的頭部。基底可形成溝槽，其中根據(jù)期望的形狀來提供(例如纏繞)導線510?；卓梢?，例如，通過計算機輔助設(shè)計(cad)創(chuàng)造并且隨后使用3d打印技術(shù)生產(chǎn)，或者可以使用任何其他合適的技術(shù)形成所述基底。基底包括頭盔部分以適用頭部以及支撐基座使得病人可以在仰臥姿勢下舒適地將頭部保持于頭盔中。

如所示的，導體510以螺旋形狀圍繞基底520纏繞，以使得當被操作時，線圈產(chǎn)生沿箭頭505指示的方向的磁場，并且可以檢測沿相同方向的磁場。根據(jù)一些實施例，導線510包括形成單通道發(fā)射和接收線圈的單一連續(xù)導線。在一些實施例中，導線510是合適規(guī)格的單股線。在一些實施例中，導線510是多股線，例如絞合線。絞合線是一捆被綁、纏繞或者編織在一起的各自絕緣的電線導體。發(fā)明人認識到使用絞合線可以產(chǎn)生具有跟相同規(guī)格的單股線同樣的電感，但是具有在低場mri的操作頻率特性處的幾分之一的阻抗。如此，阻抗損耗顯著降低，由此減少了發(fā)射/接收線圈的噪聲并且提高了snr。

如上文所述，高場mri運行在高頻率(例如大于64mhz)下以使得要求rf線圈的導電路徑非常短以便正確運行。圖3中示出的示例性發(fā)射/接收線圈300具有大約7米的導電路徑，并且圖5a-5c中示出的示例性發(fā)射/接收線圈500具有大約14米的導電路徑。這樣，這些示例性發(fā)射/接收線圈中的導線的長度遠大于(數(shù)量級地或者更多)高場mri體制下由高頻所帶來的限制，并且因此圖3以及圖5a-5c中示出的配置對低場體制下的低場強度是可行的。

此外，至少部分地由于高場mri中的導電路徑長度的限制，在高場下發(fā)射/接收線圈經(jīng)常是單匝導電回路。在低場下對這個約束的充分放寬允許線圈具有多匝。如圖3和圖5a-5c所示，該線圈設(shè)置成具有多匝。根據(jù)一些實施例，形成發(fā)射接收線圈的導體配置在圍繞感興趣區(qū)域的三維幾何體上使得它形成多匝(例如5,10,20,30匝等)?？梢允褂玫脑褦?shù)沒有限制，參考總線圈電感和/或阻抗來提供任何設(shè)計。

同樣如上文所述，低場mri系統(tǒng)可使用雙平面配置來構(gòu)建b0磁體。例如，圖6示意性地描述了磁體600，示出了雙平面線圈配置可被用于為低場mri產(chǎn)生b0場。如圖，b0磁體包括線圈610a和610b，當被操作時，它們產(chǎn)生沿箭頭605所示方向的b0場。當被測者被放于線圈610a與610b之間時，b0垂直于被測者的身體的縱軸。圖7示出了人體的縱軸700，當被測者以站立式或者仰臥式位于所述b0線圈之間時，縱軸700都垂直于所述磁體600的b0場。

相應(yīng)地，具有如圖6所示的b0場方向(垂直于于人體的縱軸)的低場mri系統(tǒng)允許使用本文中描述的發(fā)射/接收線圈幾何結(jié)構(gòu)。相反，高場mri系統(tǒng)主要使用螺線管b0磁體產(chǎn)生，使得b0場沿著被測者的身體的縱向軸以及被測者插入的內(nèi)孔定向，因此需要在垂直方向上的b1激勵場。如圖5a-5c所示，由示例性的發(fā)射/接收線圈產(chǎn)生的磁場同樣與頭部線圈的穿戴者的縱軸對準并且因此這些線圈對基于螺線管b0的磁體的接收來說是無效的。

本發(fā)明以一個或者多個實施例的方式進行了描述，并且應(yīng)當理解除了那些直接表述的，在本發(fā)明的范圍內(nèi)的很多等價、替換、變形以及修改是可能的。