CN107072587A - 用于螺旋式容积成像的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

提供一种用于使用MRI系统执行磁共振成像(MRI)处理的系统和方法。线圈系统包括被配置为遵循由所述MRI系统成像的被测者的一部分的轮廓的基底以及耦合至所述基底并形成螺旋图案的至少一个线圈。

Description

用于螺旋式容积成像的系统和方法
相关申请的交叉引用
本申请是基于2014年3月14日提交的、名称为“SYSTEM AND METHOD FOR SPRIRALVOLME IMAGING”的美国临时申请S/N 61/953,370，要求其优先权，并且在此引入作为参考。
关于联邦政府资助研发的声明
本发明由政府资助，国防部(the Department of Defense)授权号为W81XWH-11-2-076。政府在本发明中拥有一定的权益。
背景技术
本公开涉及用于磁共振成像(MRI)的系统和方法，更具体地，本公开涉及一种螺旋线圈结构以及在成像处理过程中使用这种线圈的方法。
当诸如人体组织之类的物质经受均匀磁场(极化场B0)时，所述组织中被激励的核的单独磁矩试图与这个极化场对准，但是以它们的特征拉莫(Larmor)频率以随机顺序绕其进动。如果物质或者组织经受位于x-y平面内的并且接近拉莫尔频率的磁场(激励场B1)，则可将净对准磁矩Mz旋转或“倾斜”到x-y平面中，以产生净横向磁矩Mt。在激励信号B1终止之后，由受激核或“自旋(spin)”发射出信号，并且该信号可被接收和处理以形成图像。
当使用这些“MR”信号来产生图像时，采用磁场梯度(Gx，Gy，和Gz)。典型地，通过一系列测量周期来扫描被成像的区域，在这些测量周期内这些梯度根据所使用的特定定位方法而变化。使用许多已知重建技术中的一种对所接收的MR信号的结果集进行数字化和处理以重建图像。
通过分别使用发射和接收线圈(通常被称为射频(RF)线圈)来激励和检测发射的MR信号来执行MRI。发射/接收线圈可包括用于发射和接收的分离的线圈，用于发射和/或接收的多个线圈，或者用于发射和接收的相同的线圈。发射/接收线圈同样经常被称为Tx/Rx或者Tx/Rx线圈，以泛指MRI系统中的发射和接收磁组件的各种配置。这些术语在此文中可互换地使用。
目前，在临床环境中采用的MRI系统为高场系统，因为高场系统历史上是能够产生临床上有用的图像的唯一MRI解决方案。然而，高场MRI系统是大体积、昂贵的并且需要专用设施。因此，高场MRI系统的尺寸和开销限制了它们的使用并且使得它们在那些能够从MRI受益的许多临床情况下不可用。
发明内容
低场MRI提供了可替代高场MRI的相对低的成本、高实用性。然而，低场MRI呈现出很多挑战，包括相对弱的MR信号以及低信噪比率。因此，发射/接收线圈的设计在执行满意的低场MRI上起了重要作用。为了解决这个问题，发明人研制了发射/接收线圈设计以有利于适合于低场的改进的激励以及MR信号的检测。
根据一些实施例，提供一种具有螺旋几何结构的三维(3D)发射/接收线圈。所述发射/接收线圈可安装在形状适配的基底上，例如，可被成型为特定解剖(anatomy)，诸如头盔。这个配置提供均匀的磁场以及3D容积上的高灵敏度。
根据本发明的一个方面，提供一种磁共振成像(MRI)系统，其包括配置为产生围绕布置在所述MRI系统中的被测者的至少感兴趣区域(ROI)的静磁场的磁体系统以及多个梯度线圈，所述多个梯度线圈被配置为相对于所述静磁场建立至少一个磁梯度场。所述系统还包括具有发射/接收线圈的射频(RF)系统。所述发射/接收线圈包括基底，所述基底被配置为遵循由MRI系统成像的被测者的一部分的轮廓以及至少一个线圈，所述至少一个线圈耦合至所述基底并形成半球形螺旋图案。
根据本发明的另一个方面，提供一种使用MRI系统来执行磁共振成像(MRI)处理的线圈系统。所述线圈系统包括基底，所述基底配置为遵循由MRI系统成像的被测者的一部分的轮廓以及至少一个线圈，所述至少一个线圈耦合至所述基底并且形成三维螺旋图案。
本发明的前述以及其它优点将通过下面的描述呈现。
附图的简单描述
图1是MRI系统的框图。
图2是MRI系统的RF系统的框图。
图3A是根据本公开的并且被配置为与诸如关于图1、2和4描述的系统一起使用的发射/接收线圈的正立面图。
图3B是图3A中的发射/接收线圈的侧立体图；
图3C是图3A和3B中的发射/接收线圈的后立体图。
图4是可和图3A、3B和3C中的发射/接收线圈的一起使用的低场MRI系统的示意图。
图5A是根据一些实施例的发射/接收线圈的立体图。
图5B是图5A中所示的发射/接收线圈的俯视图。
图5C是图5A和5B中所示的发射/接收线圈的侧视图。
图6示意性描述了B0磁体的双平面布置。
图7示出了人体的轮廓线，其显示了人体的纵轴。
详细描述
如上文所述，临床MRI扫描仪主要是高场系统，绝大部分安装的MRI扫描仪工作在1.5或者3特斯拉(T)。MRI的趋势是提高磁场强度以提高成像质量和/或减少扫描时间。然而，尽管高场MRI能够在相对短的扫描时间内提供高分辨率图像，制造、运行以及维护高场MRI安装的花费通常难以避免，这导致严重限制了高场MRI系统的实用性并且阻止它们在很多临床应用中的使用。
低场MRI(例如运行在.2T以及以下的系统)提供了可替代高场MRI的相对低的成本、高实用性。然而，低场呈现出由于所使用的低场强度而导致的很多挑战，包括显著降低的信噪比(SNR)。尤其是，MR信号的SNR与主磁场B0的强度有关，这是驱动高场MRI和趋向于更高场强度的重要因素。低场MRI产生相对弱的MR信号，导致实际上更低的SNR。因此，发射/接收线圈设计是尽可能有效地发射激励脉冲序列并检测所发射的MR信号的重要因素。
发明人意识到在低场MRI中使用的低场强度有利于那些在高场下不可应用和/或不可能的发射/接收线圈的设计。例如，为了发射激励脉冲序列并且为了检测发射的MR信号，发射/接收线圈必须以取决于B0场的强度的频率共振。相应地，在高场方式下的发射/接收线圈必须以显著高于它们的低场对应物的频率共振。由于在导电路径长度和共振电路中的共振频率/多个频率(即，线圈可产生并检测磁场的频率)的波长之间的相反关系，要求高场发射/接收线圈的导电路径非常短。
发明人认识到在低场MRI中的低频率允许发射/接收线圈的导电路径相当长，这允许由于高场MRI下的高频率所带来的导电路径长度的严格限制而对高场MRI不适用(或者可用)的线圈设计。根据一些实施例，通过对应于与感兴趣区域的三维表面上提供单导电路径来形成发射/接收线圈。例如，低场发射/接收头部线圈可通过围绕一基底缠绕导体产生，所述基底制作为头盔(例如使用3D打印制造的头盔)供人佩戴。根据一些实施例，所述导线以螺旋几何形状围绕所述头盔表面缠绕以提供充分覆盖(例如半球形螺旋)来为感兴趣区域(例如大脑或者大脑的部分)提供脉冲序列和/或来检测发射自所述感兴趣区域的MR信号。
此外，临床高场MRI系统通常经由围绕圆柱体内孔缠绕的螺线管线圈产生B0场，在该圆柱体内孔插入了被成像的病人。这样，B0场沿着内孔的和插入内孔的人体的纵轴方向定向。为了执行MRI，发射/接收线圈必须产生与B0场垂直的B1场并且检测在该横向方向上所发射的MR信号。这进一步限制了为高场MRI设计的发射/接收线圈的几何形状。
低场MRI有利于“开放”系统的设计，在“开放”系统中使用，例如，被成像的病人放置于其间的双平面线圈来产生B0场，这使得B0场垂直于人体的纵向轴定向。相应地，发射/接收线圈布置为产生和/或检测横向于这个B0场的磁场，从而允许在传统高场MRI系统中不可能的几何结构。因此，双平面B0磁体(或者产生横向于人体的轴的B0场的其他布置)允许设计产生/检测所述人体的轴向方向的磁场的发射/接收线圈，一些这样的例子将在下文详细描述。如此配置的发射/接收线圈无法跟产生与人体轴对准的磁场的B0线圈一起使用，例如那些通常使用在高场MRI中的。
发明人进一步意识到低场下还有利于使用不同材料来产生发射/接收线圈。例如，高场MRI中的发射/接收线圈中的导电通路通常由铜片制成。低场下，可使用导线形成导电路径，例如，单股线，多股线(比如，绞合线)等。此处使用的术语“导线”是描述具有挤压(extrusion)的横截面特性以使得横截面具有对称的轴线(例如，通常圆形的截面，矩形的截面等)的导体，不同于由铣削或者切割铜片形成的导体。导线可以是合适尺寸的单股线，或者诸如绞合线的多股线。因此，低场MRI的发射/接收线圈可被简单且不昂贵地生产。应当理解，此处描述的用于发射/接收线圈的导线可以使用任何方式生产，不仅包括基于导线的设计，还包括使用从导电板形成线圈的传统高场技术，因此本文在此方面不做限制。
发明人进一步意识到上文描述的因素(例如，对导电路径长度的显著宽松的约束，B0场的不同定向和/或相对于可获得材料的更大灵活性等)允许多种线圈设计并且有利于生产符合被成像的特定解剖的线圈。因此，发射/接收线圈可通过在围绕被成像的解剖的三维配置上提供导电路径来形成，从而提供基本上形状适配的发射/接收线圈。
与用于提供用在MRI中发射/接收线圈的方法和装置的实施例有关的各种概念，在下文详细描述。应当理解本文描述的实施例可以以任何各种方式实现。仅仅为了说明目的，下文提供了特定实现示例。应当理解所提供的实施例以及特征/功能可被单独使用，所有一起使用，或者以任何组合使用，因此本文在此方面不做限制。
现在参考图1，示出了磁共振成像(MRI)系统100的示例。MRI系统100包括操作员工作站102，其通常包括显示器104、一个或者多个输入设备106(诸如，键盘和鼠标)以及处理器108。处理器108可包括运行商业可获得的操作系统的商业可获得的可编程机器。操作员工作站102提供操作员接口，其使得能够输入扫描指令到MRI系统100。通常，操作员工作站102可耦合到四个服务器：脉冲序列服务器110；数据采集服务器112；数据处理服务器114；以及数据存储服务器116。操作员工作站102和每个服务器110、112、114以及116彼此通信连接。例如，服务器110、112、114以及116可经由通信系统117连接，通信系统117包括任何合适的网络连接，可以是有线的、无线的、或者两者的组合。例如通信系统117可包括私有的或者专有网络，还可以包括开放网络，比如因特网。
脉冲序列服务器110响应于从操作员工作站102下载的指令运行来操作梯度系统118以及射频(“RF”)系统120。为执行指定扫描所需要的梯度波形被产生并施加到梯度系统118，其激励组件122中的梯度线圈以产生用于定位编码磁共振信号的磁场梯度Gx，Gy和Gz。梯度线圈组件122形成为磁体组件124的一部分，磁体组件124包括极化磁体126和全身RF线圈128和/或发射/接收线圈，例如头部线圈129。。
射频波形通过RF系统120施加到RF线圈128，或者分离的发射/接收线圈，例如头部线圈129，以执行指定的磁共振脉冲序列。由RF线圈128或者诸如头部线圈129的分离的发射/接收线圈检测的响应磁共振信号被RF系统120接收，在该系统中它们在由脉冲序列服务器110产生的命令指引下被放大、解调、滤波以及数字化。RF系统120包括RF发射器以产生在MRI脉冲序列中使用的多种RF脉冲。RF发射器响应于来自脉冲序列服务器110的扫描指示和指令来产生期望频率、相位以及脉冲幅值波形的RF脉冲。产生的RF脉冲可施加到全身RF线圈128或者一个或多个发射/接收线圈或线圈阵列，例如头部线圈129。
RF系统120还包括一个或者多个RF接收器通道。每个RF接收器通道包括放大它所连接的线圈128/129接收的磁共振信号的RF前置放大器，以及检测并数字化接收的磁共振信号的I和Q正交分量的检测器。因此，接收的磁共振信号的幅值可能通过对I和Q分量取平方和的平方根来确定：
并且接收的磁共振信号的相位还可同通过下式确定：
脉冲序列服务器110还选择性地从生理采集控制器130接收病人数据。举个例子，生理采集控制器130可接收来自连接到病人的多个不同的传感器的信号，诸如来自电极的心电图(“ECG”)信号，或者来自呼吸风箱或者其它呼吸监测设备的呼吸信号。这些信号通常被脉冲序列服务器110使用来同步或者“门控(gate)”伴随着被测者的心跳或者呼吸的扫描的性能。
脉冲序列服务器110还连接到扫描室接口电路132，其从与病人和磁体系统的条件相关联的各种传感器接收信号。还通过扫描室接口电路132，病人定位系统134接收命令以在扫描期间移动病人至期望位置。
由RF系统120产生的数字化的磁共振信号采样被数据采集服务器112接收。数据采集服务器112响应于从操作员工作站102下载的指令来操作以接收实时磁共振数据并且提供缓冲存储器，以使得不会由数据溢出带来数据丢失。在一些扫描中，数据采集服务器112仅仅是将采集的磁共振数据传输给数据处理服务器114。然而，在需要从采集的磁共振数据得到信息以控制扫描的进一步性能的扫描中，数据采集服务器112被编程为产生这样的信息并且将其传输给脉冲序列服务器110。例如，在预扫描期间，磁共振数据被采集并用于校准由脉冲序列服务器110执行的脉冲序列。作为另一个示例，导航信号可能被采集并被用于调整RF系统120或者梯度系统118的操作参数，或者用于控制采样k-空间的视图顺序(vieworder)。在另一个示例中，数据采集服务器112还可用于处理用于检测在磁共振造影(MRA)扫描中的造影剂的到来的磁共振信号。举个例子，数据采集服务器112采集磁共振数据并实时处理它以产生用于控制扫描的信息。
数据处理服务器114从数据采集服务器112接收磁共振数据并且根据从操作员工作站102下载的指令处理它。这样的处理可例如包括下述各项中的一者或多者：通过对原始k-空间数据执行傅里叶变换来重建二维或者三维图像；执行其它图像重建算法，诸如迭代或者反向投射重建算法；向原始k-空间数据或者重建的图像应用滤波器；产生功能性磁共振图像；计算运动或者流动图像；等等。
由数据处理服务器114重建的图像被传输回操作员工作站102，在那里它们被保存。实时图像保存在数据库高速缓冲存储器(图1未示出)中，从其中它们可被输出给操作员显示器112或者位于邻近磁体组件124的显示器136以供主治医师使用。批量模式图像或者选择的实时图像保存在磁盘存储器138上的主机数据库。当如此的图像已经被重建和传送至存储器，数据处理服务器114通知操作员工作站102上的数据存储服务器116。操作员使用操作员工作站102来存档图像，产生影像，或者经由网络将图像发送给其它设施。
MRI系统100还可以包括一个或者多个网络工作站142。举个例子，网络工作站142可包括显示器144；一个或者多个输入设备146，例如键盘和鼠标；以及处理器148。网络工作站142可位于和操作员工作站102相同的设施内，或者位于不同设施内，诸如不同的健康护理机构或者诊所。
网络工作站142，无论是与操作员工作站102位于相同设施还是不同设施内，可经由通信系统117远程访问数据处理服务器114或者数据存储服务器116。相应地，多个网络工作站142可访问数据处理服务器114和数据存储服务器116。以此方式，磁共振数据、重建后的图像或者其它数据可以在数据处理服务器114或数据存储服务器116与网络工作站142之间交换，以使得可通过网络工作站142远程处理数据或图像。这数据可以用任何适当格式交换，例如遵循传输控制协议(TCP)、以太网协议(IP)或者其它已知或者合适的协议。
参考图2，将进一步描述图1中的RF系统120RF系统120包括传输通道202，其产生指定RF激励场。这个RF激励场的基频或者载频在频率合成器210的控制下产生，频率合成器210从脉冲序列服务器110接收一组数字信号。这些数字信号指示在输出212处产生的RF载波信号的频率和相位。RF载波被应用到调制器和上变频器214，在其中响应于同样从脉冲序列服务器110接收的信号R(t)来调制它的幅值。信号R(t)定义了将被产生的RF激励脉冲的包络并且通过顺序读出一系列所存储的数字值来产生。可改变这些存储的数字值以使得任何期望的RF脉冲包络能被产生。
在输出216处产生的RF激励脉冲的幅值通过激励衰减电路218被衰减，激励衰减电路218从脉冲序列服务器110接收数字化指令。被衰减的RF激励脉冲随后被施加到驱动RF传输线圈204的功率放大器220。
由被测者产生的MR信号被RF接收器线圈208拾取并通过前置放大器222施加到接收器衰减器224的输入端。接收器衰减器224进一步将信号放大一量值，该量值由从脉冲序列服务器110接收的数字衰减信号确定。接收的信号位于拉莫尔频率或者在拉莫尔频率左右，并且这个高频信号通过下变频器226在两步处理中被降频转换。下变频器226首先将MR信号和线路212上的载波信号混合，并且然后混合得到的差信号和线路228上的参考信号，该参考信号通过参考频率发生器230产生。降频变换后的MR信号被施加到采样并数字化模拟信号的模数(“A/D”)转换器232的输入端。被采样以及数字化的信号随后被施加到数字检测器以及信号处理器234，其产生对应于接收的信号的16位同相(I)值和16位正交(Q)值。接收的信号的数字化的I和Q值的结果数据流输出到数据采集服务器112。除了在线路228上产生参考信号外，参考频率发生器230还在线路236上产生施加到A/D转换器232的采样信号。
参考图3A-3C，示出了一种发射/接收线圈设计，其被示为适配螺旋(FFS)发射/接收线圈300的形状。如将描述的，FFS发射/接收线圈300提供均匀的磁场和三维体积内的高灵敏度。FFS发射/接收线圈300包括基底或者外壳302，螺旋线圈304耦合到它或它上面。基底302可以高度形状适配。例如，基底302可使用三维(3D)打印机来创造以特别切合解剖结构，在示出的例子中诸如为头部。这样，基底302可由适合3D打印的材料制成。类似的，线圈302的绕组应当定制成很好适配下面的解剖结构(在本示例中为头部)并且达到期望的填充因子，其可以是最大的填充因子。
所示的线圈304形成螺旋状。线圈304可从与所述被测者的头顶对准的中心306旋出至包围被测者的头部的周边。这样，线圈304可配置为从中心306旋出至周边308。线圈304被布置为在螺旋的相邻部分之间具有一致或者大体一致的距离(D)。在其它配置中，距离D可以是不一致的并且随着螺旋从所述中心306移动至所述周边308而变化。在任何情况下，线圈304形成半球形螺旋图案，其提供了高磁场均匀性。螺旋图案有利地控制或者去除了在很多发射/接收线圈中通常所需要的线圈解耦策略。与提供高灵敏度但是承受高磁场不均匀性的并且需要用于发射操作的分离线圈的常规表面线圈不同，本公开的上面描述的螺旋线圈在改进的设计中，可被调谐至提供高均匀性，同时保持大视场内的高灵敏度。FFS发射/接收线圈300可用于发射和接收操作。
上文描述的FFS发射/接收线圈300，以及其它被定制为其它解剖结构或ROI的FFS线圈，可用于人体部分(诸如头部，胳膊，腿，手，或者其它四肢)的MNR或者MRI以跟任何类型的MRI序列一起来提供高灵敏度，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，例如平衡稳定态自由进动(b-SSFP)。注意，无需考虑基底或者ROI的下述形状，本公开的FFS发射/接收线圈可被特别有利地用于利用高翻转角一致性的MRI序列，例如b-SSFP脉冲序列。
这些FFS发射/接收线圈还可以和低场磁共振成像(IfMRI)系统一起使用。例如，IfMRI在用于成像由于金属植入体、起搏器以及类似物而被传统MRI排除的被测者上存在优势。FFS发射/接收线圈可被用于在具有密集人口交通的区域中的基于MRI的安全检查单元。例如，参考图4，上文描述的基本MR系统和原理可用于告知其它MR系统的设计共享相似部件，但是运行在非常不同的参数下。在一个示例中，低场磁共振成像(IfMRI)系统利用上面描述的很多硬件，但是具有显著的减少的硬件需求以及更小的硬件足迹。例如，参考图4，示出了一种系统，替代1.5T或者更大静态磁场，它利用了明显更小的磁场。也即是说，图4作为一个非限制性示例，系统400中使用的磁场可以小于10mT。作为一个具体示例，系统400可以是6.5mT基于电磁的扫描器，其能够对例如直径达15.6cm的被测者成像。所述系统400可以使用上文描述的图3中的发射/接收线圈402。
图5A-5C示出了根据一些实施例的，用于低场MRI中的发射/接收头部线圈的另一个设计的多个视图。发射/接收线圈500包括基底520，其形成为适应将被成像的被测者的头部。基底可形成沟槽，其中根据期望的形状来提供(例如缠绕)导线510。基底可以，例如，通过计算机辅助设计(CAD)创造并且随后使用3D打印技术生产，或者可以使用任何其他合适的技术形成所述基底。基底包括头盔部分以适用头部以及支撑基座使得病人可以在仰卧姿势下舒适地将头部保持于头盔中。
如所示的，导体510以螺旋形状围绕基底520缠绕，以使得当被操作时，线圈产生沿箭头505指示的方向的磁场，并且可以检测沿相同方向的磁场。根据一些实施例，导线510包括形成单通道发射和接收线圈的单一连续导线。在一些实施例中，导线510是合适规格的单股线。在一些实施例中，导线510是多股线，例如绞合线。绞合线是一捆被绑、缠绕或者编织在一起的各自绝缘的电线导体。发明人认识到使用绞合线可以产生具有跟相同规格的单股线同样的电感，但是具有在低场MRI的操作频率特性处的几分之一的阻抗。如此，阻抗损耗显著降低，由此减少了发射/接收线圈的噪声并且提高了SNR。
如上文所述，高场MRI运行在高频率(例如大于64Mhz)下以使得要求RF线圈的导电路径非常短以便正确运行。图3中示出的示例性发射/接收线圈300具有大约7米的导电路径，并且图5A-5C中示出的示例性发射/接收线圈500具有大约14米的导电路径。这样，这些示例性发射/接收线圈中的导线的长度远大于(数量级地或者更多)高场MRI体制下由高频所带来的限制，并且因此图3以及图5A-5C中示出的配置对低场体制下的低场强度是可行的。
此外，至少部分地由于高场MRI中的导电路径长度的限制，在高场下发射/接收线圈经常是单匝导电回路。在低场下对这个约束的充分放宽允许线圈具有多匝。如图3和图5A-5C所示，该线圈设置成具有多匝。根据一些实施例，形成发射接收线圈的导体配置在围绕感兴趣区域的三维几何体上使得它形成多匝(例如5,10,20,30匝等)。可以使用的匝数没有限制，参考总线圈电感和/或阻抗来提供任何设计。
同样如上文所述，低场MRI系统可使用双平面配置来构建B0磁体。例如，图6示意性地描述了磁体600，示出了双平面线圈配置可被用于为低场MRI产生B0场。如图，B0磁体包括线圈610a和610b，当被操作时，它们产生沿箭头605所示方向的B0场。当被测者被放于线圈610a与610b之间时，B0垂直于被测者的身体的纵轴。图7示出了人体的纵轴700，当被测者以站立式或者仰卧式位于所述B0线圈之间时，纵轴700都垂直于所述磁体600的B0场。
相应地，具有如图6所示的B0场方向(垂直于于人体的纵轴)的低场MRI系统允许使用本文中描述的发射/接收线圈几何结构。相反，高场MRI系统主要使用螺线管B0磁体产生，使得B0场沿着被测者的身体的纵向轴以及被测者插入的内孔定向，因此需要在垂直方向上的B1激励场。如图5A-5C所示，由示例性的发射/接收线圈产生的磁场同样与头部线圈的穿戴者的纵轴对准并且因此这些线圈对基于螺线管B0的磁体的接收来说是无效的。
本发明以一个或者多个实施例的方式进行了描述，并且应当理解除了那些直接表述的，在本发明的范围内的很多等价、替换、变形以及修改是可能的。

Claims (30)

1.一种磁共振成像(MRI)系统，包括：
磁体系统，配置为产生围绕布置在所述MRI系统中的被测者的至少感兴趣区域(ROI)的静磁场；
多个梯度线圈，配置为相对于所述静磁场建立至少一个磁梯度场；
包含发射和/或接收线圈的射频(RF)系统，其包括：
基底，配置为遵循由所述MRI系统成像的被测者的一部分的轮廓；以及
至少一个线圈，耦合至所述基底并形成半球形螺旋图案。
2.根据权利要求1所述的MRI系统，其中所述静磁场为低场静磁场。
3.根据权利要求1所述的MRI系统，其中所述静磁场小于10mT。
4.根据权利要求1所述的MRI系统，其中所述发射和/或接收线圈尺寸设定为对所述被测者的外围进行成像。
5.根据权利要求1所述的MRI系统，其中所述半球形螺旋图案包括位于所述至少一个线圈的相邻部分之间的均匀的距离。
6.根据权利要求1所述的MRI系统，其中所述MRI系统配置为执行脉冲序列以执行成像处理，并且其中所述至少一个线圈配置为在执行所述脉冲序列期间执行发射和接收操作。
7.根据权利要求6所述的MRI系统，其中所述脉冲序列包括平衡稳定态自由进动(b-SSFP)脉冲序列。
8.根据权利要求1所述的MRI系统，其中所述基底形成头盔并且所述被测者的一部分是头部，以使得所述头盔配置为轮廓符合所述被测者的头部。
9.根据权利要求8所述的MRI系统，其中所述至少一个线圈配置为从与所述被测者的头顶对准的中心旋出至包围所述被测者的头部的周边。
10.根据权利要求1所述的MRI系统，其中所述基底由适合三维(3D)打印的材料制成。
11.一种用于使用MRI系统执行磁共振成像(MRI)处理的发射和/或接收线圈系统，所述线圈系统包括：
基底，配置为遵循将由所述MRI系统成像的被测者的一部分的轮廓；以及
至少一个线圈，耦合至所述基底并形成在所述基底上延伸的三维螺旋图案。
12.根据权利要求11所述的发射和/或接收线圈系统，其中所述发射和/或接收线圈尺寸设定为对所述被测者的外围进行成像。
13.根据权利要求11所述的发射和/或接收线圈系统，其中所述三维螺旋图案包括位于所述至少一个线圈的相邻部分之间的均匀的距离。
14.根据权利要求11所述的发射和/或接收线圈系统，其中所述基底形成头盔并且所述被测者的一部分是头部，以使得所述头盔配置为轮廓符合所述被测者的头部。
15.根据权利要求14所述的发射和/或接收线圈系统，其中所述至少一个线圈配置为从与所述被测者的头顶对准的中心旋出至包围所述被测者的头部的周边。
16.根据权利要求11所述的发射和/或接收线圈系统，其中所述基底由适合三维(3D)打印的材料制成。
17.一种为人体解剖结构的一部分配置的单通道射频线圈，所述单通道射频线圈包括：
布置在围绕感兴趣区域的三维几何结构内的导体，其中，当所述单通道射频线圈与执行被测者的所述人体解剖结构的一部分的磁共振结合运行时，所述导体产生和/或检测基本上平行于所述被测者的身体的纵轴的磁场。
18.根据权利要求17所述的单通道射频线圈，其中所述导体布置成基本上螺旋形的几何结构。
19.根据权利要求17所述的单通道射频线圈，配置为头部线圈且包括形成为符合所述被测者的头部的基底，其中所述导体在所述基底的表面上布置成所述三维几何结构。
20.根据权利要求19所述的单通道射频线圈，其中所述导体布置在所述基底的至少一半球上。
21.根据权利要求17所述的单通道射频线圈，其中所述导体由布置在所述三维几何结构内的导线形成。
22.根据权利要求21所述的单通道射频线圈，其中所述导线是单股线。
23.根据权利要求21所述的单通道射频线圈，其中所述导线是绞合线。
24.根据权利要求17所述的单通道射频线圈，其中所述导体具有大于一米的长度。
25.根据权利要求24所述的单通道射频线圈，其中所述导体具有大于5米的长度。
26.根据权利要求25所述的单通道射频线圈，其中所述导体具有大于10米的长度。
27.根据权利要求17所述的单通道射频线圈，其中所述导体布置在所述三维几何结构内以使得所述导体形成至少10匝。
28.根据权利要求17所述的单通道射频线圈，其中所述导体布置在所述三维几何结构内以使得所述导体形成至少20匝。
29.根据权利要求17所述的单通道射频线圈，其中所述导体布置在所述三维几何结构内以使得所述导体形成至少30匝。
30.根据权利要求17所述的单通道射频线圈，其中所述射频线圈配置为以对应于小于.2T的B0场的频率发射和接收。
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