Mri聲學系統、聲輸出裝置和電聲換能器的制造方法
【專利摘要】提供一種磁共振成像（MRI）聲學系統、聲輸出裝置和電聲換能器，MRI聲學系統包括：磁體；電聲換能器，電聲換能器包括線圈和振動板，電流流過該線圈，從而相對于磁體產生吸引力或者排斥力，振動板響應于所述吸引力或排斥力振動；控制器，根據電聲換能器在由所述磁體產生的磁場中的位置來控制輸入到電聲換能器的電流的強度。
【專利說明】MRI聲學系統、聲輸出裝置和電聲換能器
[0001]本申請要求于2012年10月24日提交到韓國知識產權局的第10_2012_0118671號韓國專利申請的優(yōu)先權，所述韓國專利申請的公開內容通過引用被全部包含于此。
【技術領域】
[0002]與示例性實施例一致的方法和設備涉及一種磁共振成像(MRI)聲學系統，更具體地說，涉及一種包括聲輸出裝置和電聲換能器的MRI聲學系統,所述電聲換能器基于MRI聲學系統的磁場而工作。
【背景技術】
[0003]通過原子核在磁場中的磁共振獲得磁共振(MR)圖像。原子核的共振是在特定的高頻能量由于外部磁場而輻射到處于已磁化狀態(tài)的原子核時，處于較低能態(tài)原子核通過吸收高頻能量變成較高能態(tài)的現象。原子核根據它們的類型而具有不同的共振頻率，共振受到外部磁場的強度的影響。在人體內存在大量的原子核，通常，氫原子核用于MRI。
[0004]MRI設備是非侵入式的，與計算機斷層掃描(CT)相比具有很高的組織對比度，并且不產生由于骨結構而造成的偽像。MRI設備可在不改變拍攝物體的位置的情況下沿期望的多個方向得到各種剖面圖像。因此，MRI設備與其他圖像成像設備一起被廣泛使用。
[0005]電動揚聲器、揚聲器或者壓電揚聲器被用作用于將聲信號輸出到通過使用MRI設備接受醫(yī)療診斷的病人的電聲換能器。
[0006]揚聲器或者壓電揚聲器主要用作用于MRI設備的聲輸出裝置。然而,在揚聲器中的磁材料可影響MRI設備的磁場，壓電揚聲器具有用于聲輸出的有限數量的頻帶并且是昂貴的。
[0007]存在開發(fā)具有減小的制造成本、改善的聲音品質、一致的低音產生能力和對MRI圖像的品質的較小程度的影響的電聲換能器以及聲輸出裝置的需求。

【發(fā)明內容】

[0008]示例性實施例可至少解決上面的問題和/或缺點以及上面沒有描述的其他缺點。另外，不要求示例性實施例克服上面描述的缺點，示例性實施例可不克服上面描述的任何問題。
[0009]根據不例性實施例的一方面，提供一種MRI聲學系統,所述MRI聲學系統包括:包括磁體的MRI設備；電聲換能器，電聲換能器包括線圈和振動板，電流流過該線圈，從而相對于磁體產生吸引力或者排斥力，振動板與所述線圈結合，并響應于所述吸引力或排斥力振動；控制器，根據電聲換能器在由所述磁體產生的磁場中的水平位置來控制輸入到電聲換能器的電流的強度。
[0010]所述MRI聲學系統還可包括存儲器，存儲器預先存儲電流的根據電聲換能器的水平位置的強度，控制器根據電聲換能器的水平位置的改變控制電流的強度，從而振動板振動并產生恒定強度的聲信號，而不管磁場強度如何。[0011]MRI聲學系統還可包括檢測磁場強度的檢測器，當磁場強度被檢測為低于臨界值時，控制器阻止電流被輸入到電聲換能器。
[0012]當電聲換能器的水平位置在預定范圍之外時，控制器可阻止電流被輸入到電聲換能器。
[0013]MRI聲學系統還可包括濾波器，濾波器防止從MRI設備產生的射頻(RF)信號和電聲換能器產生的射頻(RF)信號之間的干擾。
[0014]電聲換能器可被設置為使得振動板的振動方向和磁體的磁感線的方向彼此不垂直。
[0015]電聲換能器可位于由磁體形成的磁場中，從而線圈的中心軸線與磁體的磁感線的方向彼此不垂直。
[0016]電聲換能器可位于托架的頭部，患者位于托架上，以被移動到磁場中。
[0017]控制器可根據托架進入MRI設備的磁場中的移動距離來控制電流的強度，電聲換能器位于托架上。
[0018]電聲換能器可安裝在MRI設備的頭部RF線圈上。
[0019]電聲換能器可安裝在MRI設備的頭戴式耳機或者耳塞中。
[0020]MRI聲學系統還可包括檢測器，檢測器檢測磁場的強度，控制器根據檢測到的磁場的強度來控制電流的強度。
[0021]根據示例性實施例的一方面，提供一種使用MRI設備的磁場的聲輸出裝置，所述聲輸出裝置包括:線圈，用于產生相對于MRI設備的磁體的吸引力或排斥力的電流流經該線圈；振動板，與該線圈結合并根據吸引力或者排斥力振動；控制器，根據電聲換能器的水平位置來控制在磁場中的線圈中流動的輸入電流的強度。
[0022]聲輸出裝置還可包括存儲器，存儲器預先存儲輸入電流的根據電聲換能器的水平位置的強度值，控制器根據電聲換能器的水平位置的改變來控制電流的強度，從而振動板振動并產生恒定強度的聲信號，而不管磁場的強度如何。
[0023]聲輸出裝置還可包括檢測器，檢測器檢測磁場的強度，控制器在磁場強度被檢測為低于臨界值時阻止電流被輸入到電聲換能器。
[0024]控制器可在電聲換能器的水平位置在預定范圍之外時阻止電流被輸入到電聲換能器。
[0025]聲輸出裝置還可包括頭戴式耳機或耳塞。
[0026]根據不例性實施例的一方面，提供一種使用MRI設備的磁場的電聲換能器,所述電聲換能器包括:第一線圈，用于產生相對于MRI設備的吸引力或排斥力的電流流經第一線圈；第二線圈，用于減小由在第一線圈中流動的電流產生的磁場的強度；振動板，與第一線圈結合，并根據吸引力或排斥力振動。
[0027]具有預定強度的電流可流經第二線圈，以減小由第一線圈產生的磁場的強度。
[0028]可將第二線圈纏繞預定匝數，以減小由第一線圈產生的磁場的強度。
[0029]電聲換能器還可包括固定第二線圈的固定單元，其中，第二線圈具有與第一線圈同心的軸線，并與在第一線圈的內側或外側的固定單元結合。
[0030]流經第二線圈的電流的方向可以與流經第一線圈的電流的方向相反。
[0031]電聲換能器可位于MRI設備中的托架的頭部上，患者位于托架上。[0032]電聲換能器可以安裝在MRI設備的頭部RF線圈。
[0033]電聲換能器可以安裝在MRI設備的頭戴式耳機或耳塞上。
[0034]根據不例性實施例的一方面,提供一種聲學系統,所述聲學系統包括上面描述的電聲換能器。
[0035]根據不例性實施例的一方面，提供一種利用MRI設備的磁場的電聲換能器,所述電聲換能器包括:振動單元，根據由磁場產生的洛倫茲力振動；支撐單元，固定振動單元的兩個邊緣；第一線圈，設置在振動單元上并與振動單元一起振動。
[0036]電聲換能器還可包括固定在支撐單元上的第二線圈，第二線圈與第一線圈結合。
[0037]電聲換能器可包括至少一個第一線圈和至少一個第二線圈，其中，所述至少一個第一線圈和所述至少一個第二線圈彼此結合，并沿著支撐單元和振動單元的至少一個表面設置。
[0038]第一線圈和第二線圈可彼此平行，電流分別沿相反的方向流經第一線圈和第二線圈。
[0039]第一線圈可包括形成在振動單元上的薄膜線圈。
[0040]振動單元可包括第一振動單元和平行于第一振動單元設置的第二振動單元，第一振動單元的兩個邊緣以及第二振動單元的兩個邊緣分別與支撐單元結合，第一線圈設置在第一振動單元和第二振動單元上。
[0041]在振動單元上可以以至少一個重復圖案來設置第一線圈。
[0042]可將第一線圈設置成使得重復圖案的中心的位置朝著第一線圈的一側偏置。
[0043]振動單元可包括:振動板，振動板由于洛倫茲力而振動，振動板與支撐單元分開；連接單元，將振動板連接到支撐單元，其中，第一線圈設置在振動板上。
[0044]振動單元可包括振動膜，振動膜由于洛倫茲力而振動。
[0045]振動單元可包括振動板，振動板由于洛倫茲力而振動，振動板由彈性構件形成。
[0046]電聲換能器可以位于MRI設備中的托架的頭部上，患者位于托架上。
[0047]電聲換能器可以安裝在MRI設備的頭部RF線圈上。
[0048]電聲換能器可以安裝在MRI設備的頭戴式耳機或者耳塞上。
[0049]根據不例性實施例的一方面，提供一種電聲換能器，電聲換能器使用MRI設備的磁場，電聲換能器包括:振動單元，根據相對于MRI設備的磁體的吸引力或排斥力而振動；第一線圈，以至少一個重復圖案設置在振動單元上，用于產生吸引力或排斥力的電流流經第一線圈；第二線圈，與第一線圈結合，被輸入到第一線圈的電流以及從第一線圈輸出的電流流經第二線圈。
[0050]所述圖案可包括螺旋形圖案。
[0051 ] 所述圖案可包括矩形圖案。
[0052]所述圖案可通過將第一線圈沿著預定方向連續(xù)地設置在振動單元上來形成。
[0053]第二線圈可以設置在振動單元的下表面上。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0054]通過參照附圖對特定示例性實施例進行的描述，上述和/或其他方面將會變得更加明顯，附圖中:[0055]圖1A和圖1B是用于示出和解釋現有技術的MRI系統的電聲換能器的操作的附圖；
[0056]圖2示出了根據示例性實施例的MRI聲學系統；
[0057]圖3是根據示例性實施例的MRI聲學系統的構造的框圖；
[0058]圖4A、圖4B、圖4C和圖4D示出了根據示例性實施例的電聲換能器的定位；
[0059]圖5A和圖5B是根據示例性實施例的電聲換能器和MRI設備的透視圖；
[0060]圖6A、圖6B、圖6C和圖6D示出了根據托架的水平位置對輸入電流的強度的控制；
[0061]圖7A和圖7B示出了根據示例性實施例的頭戴式耳機；
[0062]圖8A、圖8B和圖8C示出了根據示例性實施例的電聲換能器的定位；
[0063]圖9A和圖9B示出了根據示例性實施例的電聲換能器的結構；
[0064]圖1OA和圖1OB示出了根據示例性實施例的電聲換能器的結構；
[0065]圖11是示出根據示例性實施例的電聲換能器的結構的透視圖；
[0066]圖12A和圖12B示出了根據示例性實施例的電聲換能器的結構；
[0067]圖13是示出根據示例性實施例的電聲換能器的結構的透視圖；
[0068]圖14是示出根據示例性實施例的電聲換能器的結構的透視圖；
[0069]圖15A和圖15B不出了根據不例性實施例的電聲換能器的結構；
[0070]圖16A和圖16B示出了根據示例性實施例的電聲換能器的定位；
[0071]圖17是示出根據示例性實施例的聲輸出裝置中的電聲換能器的安裝的附圖；
[0072]圖18A和圖18B示出了根據示例性實施例的電聲換能器的定位；
[0073]圖19A、圖19B和圖19C示出了根據示例性實施例的電聲換能器的圖案。
【具體實施方式】
[0074]以下，參照附圖來更加詳細來描述特定示例性實施例。
[0075]在下面的描述中，即使在不同的附圖中，相同的標號也用于相同的元件。在說明書中限定的諸如具體構造和元件的內容被提供，以有助于對示例性實施例的充分理解。然而，可以在沒有這些具體限定的內容的情況下實現示例性實施例。另外，公知的功能或構造沒有被詳細地描述，因為這將使得說明書因為不必要的細節(jié)而變得晦澀。
[0076]這里使用的術語可根據本領域普通技術人員的意圖、先前的或者新技術的出現而改變。應當理解，“包括”和/或“包含”意思是包括其他額外的元件。
[0077]圖1A和圖1B是示出現有技術的MRI系統的電聲換能器的附圖。
[0078]圖1A是示出具有電動揚聲器11的MRI設備10的透視圖。電動揚聲器11是MRI系統的聲輸出裝置。電動揚聲器11具有高的聲學性能，但包括諸如鐵或者永磁體的磁性體。
[0079]因此，電動揚聲器11定位在遠離MRI設備的孔的位置，以最小化其對MRI系統的磁場的影響。例如，電動揚聲器11定位在將要被診斷的對象所在的托架的邊緣部分12或者外部，從電動揚聲器11輸出的聲音通過設置在托架中的聲路徑被傳送到對象。因此，電動揚聲器11的聲音可以因為長的傳輸路徑而失真并且包括噪聲。
[0080]圖1B示出了 MRI系統的壓電揚聲器的聲學特性的曲線圖20。壓電揚聲器由壓電陶瓷形成，壓電陶瓷是響應于輸入電信號而收縮/膨脹的非磁性材料，因此壓電陶瓷被安裝在孔內，因為這幾乎不會影響MRI設備的磁場。
[0081]然而，如在曲線圖20中所描述的，通常，壓電揚聲器的共振頻率f0大于1kHz，IkHz大于電動揚聲器11的共振頻率。因此，由于產生低音的難度以及制造壓電揚聲器的寬的寬度電極的難度，難以將MRI設備的RF信號發(fā)送到揚聲器，因此MRI圖像的失真可能發(fā)生。另夕卜，包括屬于非磁性材料的壓電陶瓷的壓電揚聲器的生產成本大于電動揚聲器11的生產成本。
[0082]圖2示出了根據示例性實施例的MRI聲學系統100。MRI聲學系統100可包括MRI設備110、電聲換能器120和控制器130。除了圖2中描述的元件之外，MRI聲學系統100還可包括其他元件。
[0083]MRI設備110用于通過利用從磁體產生的磁場對位于托架112上的患者113進行診斷。MRI設備110通過對從布置在磁場中的患者113接收的磁共振信號進行處理來產生患者113的MRI圖像，并且可在屏幕上顯示MRI圖像。
[0084]MRI設備110包括作為用于產生磁場的兀件的超導磁體或者永磁體。在超導磁體的情況下，可將液氦用作制冷劑。另外，關于超導磁體，除了液氦之外，還可使用液氮或者傳導冷卻方法。MRI設備110可位于通過與放射科醫(yī)生控制MRI設備110的操作的操作室分離而屏蔽外部RF信號的房間中。
[0085]電聲換能器120經由MRI設備110的磁場產生聲信號。從電聲換能器120產生的聲信號被發(fā)送到MRI設備110的用戶，電聲換能器120可將來自MRI設備110的用戶的信號發(fā)送給患者113。以下，“聲信號”表示通過電聲換能器120的振動板的振動而產生的聲波。然而，“聲信號”不限于此，而是可表示電氣地產生的任意預定的信號。
[0086]電聲換能器120可包括:線圈，電流流經該線圈，以相對于MRI設備110的磁體產生吸引力或者排斥力；振動板，結合到線圈，以根據吸引力或者排斥力而振動。參照圖4A至圖4D來描述電聲換能器120的構造和通過振動來產生聲信號的操作。
[0087]此外，根據示例性實施例，電聲換能器120可包括非磁振動膜來代替根據與MRI設備Iio的磁場相互作用的力而振動的振動板。將參照圖11到圖13來描述該實施例。
[0088]根據示例性實施例的電聲換能器120可以位于孔111外部和孔111內部中的至少一個上。根據不例性實施例的電聲換能器120經由MRI設備110的磁體的磁場(而不是電動揚聲器的磁性材料)產生聲信號。因此，由于電聲換能器120不影響MRI設備110的磁場，所以電聲換能器120可位于孔111中。
[0089]控制器130根據電聲換能器120的水平位置來控制被輸入到電聲換能器120的電流的強度。即，控制器130可控制被輸入到電聲換能器120的電流的強度，以根據電聲換能器120在MRI設備110上的水平位置來產生聲信號?！八轿恢谩笨杀硎倦娐晸Q能器120在水平方向(即，與托架112在MRI設備110的孔111中的運動基本平行的方向)上的位置。因此，可以根據托架112在孔111中的運動或者根據患者113在托架112上的位置改變來改變水平位置。
[0090]更具體地說，患者113位于托架112上，托架112運動到MRI設備110的孔111中，以控制患者113的位置。S卩，如圖2中所描述的，托架112可在磁場中沿水平方向98朝著孔111的端部94運動或者遠離孔111的端部94運動，以對感興趣的區(qū)域(R0I)(例如，患者113的膝蓋、頸部、腰部等)進行成像。[0091]如上所述，通過由MRI設備110的磁體與輸入電流產生的磁場之間的吸引力或者排斥力來驅動電聲換能器120。即，當被輸入到電聲換能器120的電流的強度增加時，由電聲換能器120產生的磁場強度增加，因此，與MRI設備110的磁體相互作用的力的強度改變。因此，輸入電流的強度與由電聲換能器120產生的聲信號的強度相關。隨著輸入電流的強度增加，聲信號的強度也增加。
[0092]控制器130根據電聲換能器120在磁場中的水平位置來控制輸入到電聲換能器120的電流(以下稱為輸入電流)的強度，因此，可以控制由電聲換能器120產生的聲信號的強度。下面參照圖6A至圖6D來詳細描述當前的示例性實施例。
[0093]如參照圖1A所描述的,現有技術的MRI聲學系統10的電動揚聲器被定位為遠離孔，這是因為電動揚聲器會影響MRI設備的磁場。因此，如果患者被定位為遠離電動揚聲器，則聲信號的傳輸路徑的長度增加，因此聲信號的失真的程度增加。
[0094]然而，根據圖2中描述的MRI聲學系統100，電聲換能器120不影響MRI設備110的磁場，在MRI設備110中，根據托架112的水平位置來控制由電聲換能器120產生的聲信號的強度。因此，不管患者在孔111內的位置如何，具有恒定強度的聲信號可被發(fā)送到患者113。
[0095]在圖2中描述的電聲換能器120可以安裝在聲輸出裝置126上。例如，電聲換能器120可以設置在諸如頭戴式耳機或耳塞(earphone)的各種聲輸出裝置126上。根據示例性實施例，電聲換能器120也可以設置在MRI設備110的頭部RF線圈上或者設置在患者113所在的托架112的頭部96上。
[0096]圖3是示出根據示例性實施例的MRI聲學系統100的構造的框圖。除了參照圖2描述的MRI設備110、電聲換能器120和控制器130之外，圖3的MRI聲學系統100還包括信號處理器125，信號處理器125包括存儲器131、檢測器132和濾波器133。參照圖2對MRI設備110、電聲換能器120和控制器130做出的描述將不重復。
[0097]如圖3中所描述的，控制器130可包括水平位置檢測器138和電流控制器139。以下，除了與圖2的控制器130相關的描述之外，將描述圖3中描述的水平位置檢測器138和電流控制器139。
[0098]水平位置檢測器138檢測電聲換能器120水平位置，即，檢測電聲換能器120移動到MRI設備110的孔111中有多遠。即，水平位置檢測器138可檢測響應于電信號(當放射科醫(yī)生在操作室中控制MRI設備110時)而移動或者通過物理方法(當放射科醫(yī)生在成像開始之前直接移動托架112時)而移動的電聲換能器120的水平位置。水平位置檢測器138可將與電聲換能器120的水平位置相關的信息發(fā)送到電流控制器139。
[0099]同時，電聲換能器120的水平位置可以根據托架112到MRI設備110中的運動而改變。即，根據患者113所在的托架112的運動，患者113所佩戴的或者設置在托架112中的電聲換能器120的磁場的水平位置可以改變。
[0100]例如，當托架112由于外部電信號而移動到孔111中時，通過提取使托架112移動的外部信號，水平位置檢測器138可以電氣地檢測與電聲換能器120的水平位置相關的信息。即，水平位置檢測器138可檢測電聲換能器120的根據托架112進入磁場中的運動而改變的水平位置。
[0101]水平位置檢測器138可通過利用設置在支撐并移動托架112的臺上的至少一個傳感器來檢測托架112的位置。例如，水平位置檢測器138可通過以預定間隔設置的傳感器來檢測電聲換能器120的根據托架112的運動的水平位置。
[0102]此外，水平位置檢測器138可通過外部輸入信號來檢測電聲換能器120的水平位置。S卩，當MRI設備110的用戶在將患者113移動到孔111中之前控制電聲換能器120的水平位置時，用戶可手動地輸入水平位置。之后，水平位置檢測器138可通過獲取由用戶直接輸入的位置的信息來檢測電聲換能器120的水平位置。
[0103]根據當前發(fā)明的實施例，水平位置檢測器138可根據由處于預定位置的檢測器132檢測到的磁場的強度來檢測電聲換能器120的水平位置。
[0104]電流控制器139控制被輸入到電聲換能器120的電流的強度。即，電流流經電聲換能器120的線圈，從而產生作為與MRI設備110的磁體相互作用的力的吸引力或者排斥力，因此電流控制器139可控制被輸入到線圈的電流的強度。使電聲換能器120振動的力與輸入電流的強度成比例地增加。因此，電流控制器139可通過控制輸入電流的強度來控制由電聲換能器120產生的聲信號的強度。
[0105]電流控制器139可阻擋輸入電流。即，如果電流在電聲換能器120不需要產生聲信號時流經線圈，則在電聲換能器120上會出現不必要的負擔，因此會減小電聲換能器120的壽命。根據示例性實施例，當磁場的強度被檢測為低于臨界值時或者當托架112位于預定水平位置之外時(即，當不需要將聲音發(fā)送到患者113時)，電流控制器139可阻擋正被輸入到電聲換能器120的輸入電流。下面參照圖6A至圖6D來詳細描述當前實施例。
[0106]以下，將描述連接到用于控制被輸入到電聲換能器120的電流的控制器130的各個元件。
[0107]信號處理器125連接到MRI設備110和電聲換能器120，并產生用于控制MRI設備110和電聲換能器120中的至少一個的控制信號，通過發(fā)送產生的控制信號來控制MRI設備110和電聲換能器120中的至少一個。
[0108]如參照圖2和圖3所描述的信號處理器125可包括控制器130，控制器130根據MRI設備110的托架112的水平位置來控制被輸入到電聲換能器120的電流。信號處理器125除了包括控制器130之外，還可包括存儲器131、檢測器132和濾波器133，并且還可包括除了圖3中描述的元件之外的其他元件。
[0109]存儲器131存儲用于控制MRI設備110或電聲換能器120的各種信息。例如，存儲器131可存儲與MRI設備110的磁場的強度有關的信息、與磁感線的方向有關的信息以及與電聲換能器120的線圈和振動板的物理特性有關的信息。
[0110]根據示例性實施例，存儲器131可存儲與輸入電流的根據電聲換能器120的水平位置的強度有關的信息。即，在示例性實施例中，控制器130可使用在存儲器131中存儲的信息，以控制輸入電流的強度。
[0111]更具體地說，MRI設備110的磁場的強度根據在孔111中或者在孔111之外測量磁場的位置而改變(這將參照圖6A至圖6D更加具體地描述)。因此，影響電聲換能器120的磁場的強度根據電聲換能器120在孔111中的位置而改變。結果，由電聲換能器120產生的聲信號的強度改變。該強度的改變可能導致這樣的問題:恒定強度的聲信號可能難以被發(fā)送給用戶。
[0112]因此，存儲器131可存儲與磁場的強度有關的信息并且可預先存儲與輸入電流的強度有關的信息，其中，磁場的強度在磁場的任意位置變化，電聲換能器120需要與輸入電流的強度有關的信息來產生恒定強度的聲信號，而不管磁場的強度變化(即，水平位置的變化)如何。
[0113]當托架112已經移動到孔111中的預定位置的信息被水平位置檢測器138獲得時，控制器130通過利用預先存儲在存儲器131中的輸入電流的強度和水平位置的信息來控制電流控制器139。即，盡管磁場的強度根據電聲換能器120的位置改變而變化，但是存儲器131可預先存儲用于將恒定的聲信號提供給用戶的信息。
[0114]存儲器131可將與輸入電流的根據水平位置的強度有關的信息存儲到表格或列表中。例如，在對電聲換能器120能夠移動到多個區(qū)段中的水平位置進行劃分之后，存儲器131可通過將輸入電流的強度與每個區(qū)段匹配來存儲輸入電流的強度。另外，在存儲電聲換能器120的水平位置與電流的強度之間的關系表達式之后，當從水平位置檢測器138輸入電聲換能器120的水平位置時，存儲器131可通過使用存儲的關系表達式將輸入電流的強度發(fā)送到電流控制器139。
[0115]檢測器132檢測MRI設備110的磁場的強度。檢測器132可檢測在孔111內部或者外部的預定位置的磁場的強度。換句話說，檢測器132可根據電聲換能器120的水平位置的運動來檢測在磁場內部的預定位置的磁場的強度。例如，檢測器132可檢測在患者113所在的托架112的頭部96 (S卩，在患者113的頭部所在的預定位置)的磁場的強度。
[0116]檢測器132可將與檢測到的磁場的強度有關的信息發(fā)送給電流控制器139，且如上所述，電流控制器139可在磁場的強度被檢測為低于臨界值時阻止電流被輸入到電聲換能器120。
[0117]檢測器132可以以各種方式檢測磁場的強度。例如，當存儲器131預先存儲與磁場的根據電聲換能器120的水平位置的強度有關的信息時，檢測器132可從存儲器131獲得與磁場有關的強度。檢測器132可通過電磁感應方法來檢測磁共振現象，或者可經由通過光學地泵浦堿金屬的低壓流所產生的光的強度來測量磁共振現象。
[0118]除了直接測量磁場的強度以外，檢測器132可通過使用在存儲器131中預先存儲的數據來獲得與磁場有關的強度。即，當存儲器131預先存儲磁場的根據電聲換能器120的水平位置的強度的值時，檢測器132可從存儲的數據獲得與磁場的根據電聲換能器120沿水平方向的移動距離的強度有關的信息。
[0119]濾波器133防止MRI設備110的RF信號與電聲換能器120之間的干擾。即，濾波器133防止電聲換能器120的共振頻率與MRI設備110的RF信號的頻率之間的干涉現象的出現。濾波器133可以電連接到電聲換能器120的線圈，并且可包括RLC電路或者RC電路。濾波器133可保護電聲換能器120和信號處理器125免受由于RF線圈中產生的RF信號和在梯度線圈中產生的磁場的變化而造成的影響。
[0120]信號處理器125可通過經由有線或者無線方式連接到電聲換能器120來控制用于將聲音輸出到患者113的各種過程。
[0121]如圖3中所示，聲輸出裝置126包括電聲換能器120和信號處理器125。即，根據示例性實施例的聲輸出裝置126包括電聲換能器120和信號處理器125，電聲換能器120產生聲信號，信號處理器125控制被輸入到電聲換能器120中的電流。
[0122]可以以各種方式來構造聲輸出裝置126，以產生聲信號并將該聲信號發(fā)送給患者113。根據示例性實施例，聲輸出裝置126可包括頭戴式耳機或者耳塞。
[0123]信號處理器125可以是布置在聲輸出裝置126外部的單獨兀件。根據不例性實施例，信號處理器125可以是布置在距離聲輸出裝置126預定距離處的外部安裝裝置，并且可以經由有線或者無線方式連接到聲輸出裝置126。
[0124]圖4A、圖4B、圖4C和圖4D示出了根據示例性實施例的電聲換能器的定位。
[0125]圖4A是用于解釋螺線管線圈和安培定則的附圖。如在圖4A中所描述的，當電流流經螺線管線圈時，磁場形成在螺線管線圈附近，磁感線的方向處于螺線管線圈的中心軸線的方向(沿著根據安培定則(右手螺旋定則)的方向)。螺線管線圈可被當做是通過從其流過的電流而產生磁場的磁體。
[0126]圖4B示出了通過定位在孔111中而使用MRI設備110的磁體的磁場的電聲換能器120。在圖4B中，由MRI設備110的磁體產生的磁場由箭頭30示出。圖4B示出了具有足夠長度的理想磁體。因此，在圖4B中，孔111中的磁場是均勻的。然而，實際上，在孔111中的各個位置處磁場不會完全均勻。
[0127]在圖4B中，如果電聲換能器120的線圈是螺線管線圈，則當電流流過該線圈時，沿電聲換能器120的中心軸線方向產生磁場。由電聲換能器120的線圈產生的磁場的方向根據流過線圈的電流的方向而改變。電聲換能器120可被當作是根據流過在磁場分布的區(qū)域內的線圈的電流而產生磁場的磁體。因此,只要由MRI設備110的磁體產生的磁場到達電聲換能器120，則電聲換能器120可通過定位在該磁體的附近而工作。
[0128]因此，在電聲換能器120與MRI設備110的磁體之間根據流經所述線圈的電流的方向產生吸引力或者排斥力。即，當電流流經該線圈時，電聲換能器120根據流經線圈的電流的方向產生與孔111的磁體相互作用的力，進而電聲換能器120振動。
[0129]圖4C和圖4D是示出根據示例性實施例的電聲換能器120在孔111中的位置和方向。在圖4C和圖4D中，電聲換能器120包括:線圈122，電流流過線圈122 ;振動板121，根據與孔111的磁體相互作用的力而振動。
[0130]根據圖4C，可以定位電聲換能器120，以使振動板121的振動方向28 (S卩，沿著圖4C中的左方向和右方向)與磁感線的方向30彼此平行。即，可將電聲換能器120定位成使得由流過線圈122的電流產生的磁場的方向與由磁體產生的磁場的方向彼此平行。
[0131]盡管在電聲換能器120的振動方向與由MRI設備110的磁體產生的磁場方向彼此平行時產生如上所述的聲信號，但是這兩個方向不限于彼此平行。換句話說，只要上面描述的兩個方向彼此不垂直，電聲換能器120就可通過由于與磁體相互作用的力而引起的振動來產生聲信號。即，電聲換能器120可以被定位成使得其振動方向與磁場方向不垂直。
[0132]根據圖4D，電聲換能器120可以被定位成使得由線圈122形成的中心軸線123與磁通聚集的方向30彼此平行。S卩，電聲換能器120可以被定位成使得由流過線圈122的電流產生的磁場的方向與磁體的磁場方向彼此平行。然而，不例性實施例不限于電聲換能器120的磁場的方向和MRI設備110的磁體的磁場的方向彼此平行的情況。即，電聲換能器120可通過被定位成使得電聲換能器120的磁場方向與MRI設備110的磁體的磁場的方向彼此不垂直，來產生聲信號。
[0133]參照圖4A、圖4B、圖4C和圖4D所描述的，電聲換能器120可通過被定位在孔111中來根據與MRI設備110相互作用的力振動，從而產生聲信號。在圖4B、圖4C和圖4D中，描述被定位在孔111中的電聲換能器120的情況。然而，上面的描述可以與在電聲換能器120被定位在孔111的外部且MRI磁體的磁場被分布時相同。
[0134]S卩，當電聲換能器120被定位在孔111的外部時，在電聲換能器120與MRI設備110的磁體之間產生吸引力或排斥力，振動板121根據相互作用力而振動。換句話說，盡管相互作用力的強度可改變，但是振動板121仍然可振動。
[0135]圖5A和5B是根據示例性實施例的電聲換能器120和MRI設備110的透視圖。在圖5A中，MRI設備110的磁體是超導磁體，在圖5B中，MRI設備110的磁體是永磁體。圖5B的磁體可以是敞開類型的。
[0136]根據圖5A，電聲換能器120可以位于孔111的外部或者內部，如參照圖4B、圖4C和圖4D所描述的，因此將省略重復的描述。圖5B中的電聲換能器120可以位于MRI設備110的桶架內。即，在也被稱為敞開類型的永磁體MRI設備110中，電聲換能器120可以位于由上磁體151和下磁體152形成的磁場中。
[0137]圖5B中的電聲換能器120可被定位成使得振動板121的振動方向26 (B卩，圖5B的向上方向和向下方向)與由上磁體151和下磁體152形成的磁感線的方向30平行。電聲換能器120可被定位成使得線圈122的中心軸線123與由上磁體151和下磁體152形成的磁感線的方向平行。因此，圖5B中的電聲換能器120通過沿磁感線的方向豎直地振動來產生聲信號。圖5A中的電聲換能器120可被定位成使得磁感線的方向與振動方向不垂直。
[0138]圖6A、圖6B、圖6C和圖6D示出了根據示例性實施例的根據電聲換能器120的水平位置而對被輸入到電聲換能器120的電流的強度進行的控制。
[0139]圖6A示出了孔111內部和外部的磁場的強度。圖6B到圖6D示出了在電聲換能器120設置在頭戴式耳機上時的托架112的運動。
[0140]更具體地說，在圖6B中，患者113的頭部被定位在孔111的中央部分620，在圖6C中，患者113的腰部被定位在孔111的中央部分620上，在圖6D中，患者113的膝蓋被定位在孔111的中央部分620。S卩，在附圖6B到附圖6D中，將托架112的水平位置控制成使得患者113的ROI被定位在孔111的中央部分620上。
[0141]以下，將描述根據示例性實施例的根據如圖6B到圖6D中所描述的電聲換能器120的水平位置對被輸入到電聲換能器120的電流的強度進行的控制。
[0142]在圖6A中，由孔111的磁體產生的磁場的強度根據孔111的內部和外部的位置而改變。圖6A中描述的曲線610示出了磁場的強度的變化。在圖6A中，當從孔111的入口618起沿著右手方向運動時，首先，區(qū)域Illb是磁感線最密集地聚集的區(qū)域(即，在該區(qū)域中，磁場強度最強)。另外，具有相對均勻強度的磁場形成在區(qū)域Illb中。
[0143]接下來，當在孔111中從區(qū)域Illb朝著區(qū)域Illc移動時，磁場的強度減小。即，與理論上的磁體不同，真實的磁體具有固定的長度。因此，孔111中的磁場的強度在孔111的端部附近較弱。然而，如圖6A中所描述的，孔111可包括預定區(qū)域(在區(qū)域IllC與區(qū)域Illd之間)，在該預定區(qū)域中，磁場的強度靠近磁體的端部時增加。
[0144]最后，在孔111的外部的區(qū)域Illd中由磁體形成的磁場強度比在孔111內由磁體形成的磁場強度低，強度沿著遠離孔111的磁體的方向變得更低。因此，在距離孔111的磁體預定距離的地方，可以檢測到強度不足以用于電聲換能器120的磁場。
[0145]在圖6B中，當托架112移動從而患者113的頭部位于孔111的中央部分620時，電聲換能器120位于孔111的區(qū)域Illb中。S卩，電聲換能器120可以位于磁場強度在孔111內最強的位置?？刂破?30可通過利用區(qū)域Illb的磁場強度來控制輸入電流的強度，從而從電聲換能器120產生的聲信號具有預定強度(不太大或者太弱)。控制器130可通過利用預先存儲在存儲器131中的區(qū)域Illb中的磁場強度來控制輸入電流的強度。如上面參照圖2所描述的，存儲器131可預先存儲與實驗地獲得的磁場強度和輸入電流的強度有關的信息。
[0146]在圖6C中，當托架112運動以使患者113的腰部位于孔111的中央部分620時，電聲換能器120位于孔111的區(qū)域Illc中。S卩，MRI設備110的電聲換能器120在孔111內移動得比圖6B中示出的位置更遠。隨著電聲換能器120移動，在電聲換能器120所在的點(例如，圖6A中的區(qū)域Illc)的磁場強度改變。因此，控制器130可控制輸入電流的強度，以使電聲換能器120產生強度與在圖6B中的位置產生的聲信號的強度相同的聲信號。
[0147]例如，如參照圖6A所描述的，因為磁場強度根據在孔111內的位置而改變，所以在圖6C的位置中的電聲換能器120以比圖6B的位置更小的程度受到磁場強度的影響。因此，控制器130可控制增加輸入電流，從而盡管外部磁場強度改變，但是仍產生恒定強度的聲信號。
[0148]在圖6D中，當托架112移動以使患者113的膝蓋位于孔111的中央部分620時，電聲換能器120位于孔111的外部的區(qū)域Illd中?？刂破?30可控制輸入到電聲換能器120的電流隨著電聲換能器120移動遠離圖6C中示出的位置而增加。即，控制器130可根據電聲換能器120所在的區(qū)域Illd中的磁場強度來控制輸入電流的強度。
[0149]在圖6B到圖6D中，針對患者的多個區(qū)域順序地描述成像過程，但是示例性實施例不限于此?；颊?13的成像序列不限于頭部-腰部-膝蓋的順序。每當電聲換能器120的水平位置改變時，控制器130可通過利用與如下所述的關系有關的信息控制輸入電流的強度，所述關系是預先存儲的輸入電流的強度與水平位置之間的關系。
[0150]上面參照圖6B到圖6D做出的與電聲換能器120有關的相同描述可被應用到包括參照圖3描述的電聲換能器120 (或者包括電聲換能器120和控制器130)的聲輸出裝置126。
[0151]根據示例性實施例，控制器130可通過檢測托架112進入到磁場中的運動距離來控制輸入到電聲換能器120的電流的強度。即，控制器130可利用托架112的運動距離，以檢測電聲換能器120的水平位置。
[0152]另外，作為另一示例，控制器130可通過利用由處于預定位置的檢測器132檢測到的磁場強度來檢測電聲換能器120的水平位置。即，當檢測器132設置在聲輸出裝置126中時，檢測器132可檢測到磁場的根據托架112的運動而變化的強度。因此，控制器130可通過響應于變化的磁場的強度控制被輸入到電聲換能器120中的電流的強度，來控制聲信號的強度。
[0153]根據示例性實施例，如參照圖2所描述的，控制器130可通過控制輸入電流的強度來阻擋輸入電流。即，控制器130可通過阻止電流輸入到電聲換能器120來控制電聲換能器120不產生聲信號。根據例性實施例，由于電聲換能器120根據電聲換能器120周圍的磁場而工作，所以電聲換能器120的耐久性可得到改善。
[0154]S卩，托架112可以移動到處于水平位置的電聲換能器120的磁場強度不足以使電聲換能器120產生聲信號的位置。當電聲換能器120的水平位置在預先確定的水平位置的范圍(足以產生聲信號的水平位置的范圍)之外時，控制器130可阻止電流輸入到電聲換能器 120。
[0155]控制器130可不僅僅基于電聲換能器120的水平位置阻止輸入電流，還可基于低于臨界值的磁場強度來阻止輸入電流。即，當檢測器132與電聲換能器120 —起設置在諸如頭戴式耳機的聲輸出裝置126上時，如果在頭戴式耳機的位置檢測到的磁場強度下降到臨界值之下時，則控制器130可阻止輸入電流。根據示例性實施例，當頭戴式耳機沒有被患者113戴上而是被保持在分開的位置時，控制器130可基于磁場強度阻止輸入電流，從而增加電聲換能器120的耐久性。
[0156]圖7A和圖7B示出了根據示例性實施例的聲輸出裝置710。
[0157]在圖7A中，電聲換能器120設置在作為聲輸出裝置710的頭戴式耳機中。如在圖7A中所描述的，電聲換能器120可通過利用沿MRI設備110的豎直方向708產生的磁場來產生聲信號。S卩，聲輸出裝置710可包括電聲換能器120，電聲換能器120被定位成使得振動板121的振動方向706或者線圈122的中心軸線123的方向與MRI設備110的磁場方向不垂直。聲輸出裝置710可包括根據電聲換能器120在孔111中的水平位置控制輸入電流的強度的控制器130。然而，示例性實施例不限于此，S卩，控制器130可以是定位在聲輸出裝置710外部的單獨元件。
[0158]圖7B示出了聲輸出裝置710，在聲輸出裝置710中，根據示例性實施例，電聲換能器120的振動板121沿著與磁場方向708垂直的方向712振動。在圖7A中，聲輸出裝置710的振動板121上下振動，在聲輸出裝置710中產生的聲信號(聲波)通過被聲輸出裝置710的側表面反射而被發(fā)送到患者113。
[0159]然而，在圖7B的聲輸出裝置710中，振動板121左右橫向振動。即，根據示例性實施例，在圖7B中描繪的聲輸出裝置710可包括與振動板121組合的方向轉換單元720，以使振動板121沿著與由線圈122產生的磁場的方向(B卩，MRI設備110的磁場方向)垂直的方向振動。
[0160]根據示例性實施例，從聲輸出裝置710產生的聲信號沒有由于反射而發(fā)送，而是直接被發(fā)送到患者113。因此，聲信號可具有更好的聲音品質。
[0161]圖8A、圖8B和圖8C示出了根據示例性實施例的電聲換能器120的定位。圖8A示出了根據示例性實施例的安裝在頭部RF線圈810上的電聲換能器120。圖8B和圖8C分別示出了根據示例性實施例的位于托架112的頭部96上的電聲換能器120。
[0162]在圖8A中，電聲換能器120可位于諸如在頭部RF線圈810的內側壁81 la、外側壁811c和端部表面811b的各個位置。如上所述，電聲換能器120可被定位成使得振動板121的振動方向或者線圈122的中心軸線123的方向與MRI設備110的磁場方向不垂直。
[0163]設置在頭部RF線圈810的各個位置上的電聲換能器120可通過使用方向轉換單元720來控制將聲信號發(fā)送給患者113的方向，如參照圖7B所描述的。
[0164]在圖8B和圖8C中，電聲換能器120可以位于患者113所在的托架112的頭部96中。即，電聲換能器120可以設置在靠近患者113的頭部的預定位置(即，在頭部96)，從而聲信號被有效地發(fā)送到躺在托架112上的患者113。
[0165]如圖8B中所描述的，電聲換能器120可以位于托架112的兩側821a上或者位于托架112的上側821b上。另外，如在圖8C中所描述的，電聲換能器120可通過位于托架112的頭部96的一側831上而產生將要被發(fā)送給患者113的聲信號。
[0166]在圖8A到圖8C中，示出了電聲換能器120的位置的示例。然而，MRI聲學系統100可包括位于各個位置上的電聲換能器120，電聲換能器120通過與位置無關的各種方法以及上面描述和描繪的方法來操作。
[0167]圖9A和圖9B示出了根據示例性實施例的包括屏蔽線圈900的電聲換能器120的結構。圖9A和圖9B中描繪的電聲換能器120包括:MRI設備110的磁體；線圈122，產生吸引力或排斥力的電流流過線圈122 ;振動板121，與線圈122結合，以根據與MRI設備110相互作用的力振動；屏蔽線圈900，屏蔽由線圈122產生的磁場。
[0168]盡管在圖9A和圖9B中沒有示出，但是根據示例性實施例的電聲換能器120還可包括一些元件，諸如支持線圈122和振動板121的豎直運動的阻尼器、與線圈122結合的線圈架以及將線圈122連接到電信號輸入端子的引線。
[0169]以下，將詳細描述在圖9A和圖9B中描繪的屏蔽線圈900。如參照圖4A、圖4B、圖4C和圖4D所描述的，當電流流經電聲換能器120的線圈122時，產生磁場。由流經電聲換能器120的線圈122的電流產生的磁場(與孔111中的磁場不同)聚集在線圈122的中央部分。由流經線圈122的電流產生的磁場小于MRI設備110的孔111的磁場，但是可影響MRI設備110的用于獲得MRI圖像的主磁場。因此，需要抵消或者最小化由在線圈122中流動的電流產生的磁場。
[0170]圖9A和圖9B中示出的屏蔽線圈900的中心軸線與線圈122的中心軸線123相同，并且屏蔽線圈900可位于線圈122的內部或者外部。在圖9A中，作為示例，屏蔽線圈900位于線圈122的外部，在圖9B中，屏蔽線圈900位于線圈122的內部。在圖9A和圖9B中，線圈122的粗細和屏蔽線圈900的粗細彼此不同，以便于解釋和理解。然而，線圈122的粗細和屏蔽線圈900的粗細可以相同或者不同。
[0171]流經屏蔽線圈900電流(以下稱為第二電流)的方向與流經線圈122的電流(以下稱為第一電流)的方向彼此相反。即，由屏蔽線圈900產生的磁場的方向(根據安培定則(右手螺旋定則)的方向)與線圈122產生的磁場的方向相反，因此，聚集在線圈122的中心部分的磁場可以通過由屏蔽線圈900產生的磁場來抵消。
[0172]根據示例性實施例，可通過控制器130來控制第一電流的強度和第二電流的強度。即，當控制被輸入到電聲換能器120的電流的強度時，控制器130可將第一電流的強度控制成與第二電流的強度不同。
[0173]更具體地說，圖9A中描繪的屏蔽線圈900的長度大于線圈122，因此，如果第一電流的強度與第二電流的強度相等，則由屏蔽線圈900產生的磁場的強度大于由線圈122產生的磁場的強度。因此，控制器130可將流經屏蔽線圈900的第二電流的強度控制成小于流經線圈122的第一電流的強度，從而由屏蔽線圈900產生的磁場的強度與由線圈122產生的磁場的強度相等。
[0174]相反，在圖9B中描繪的屏蔽線圈900的長度小于線圈122的長度。因此，控制器130可通過控制被輸入到電聲換能器120的電流的強度，來將流經線圈122的第一電流的強度控制成小于流經屏蔽線圈900的第二電流的強度。
[0175]通過控制線圈122和屏蔽線圈900的匝數可以抵消或者最小化由線圈122產生的磁場。即，例如，在圖9A中，由線圈122產生的磁場的強度可以通過以比線圈900的匝數大的匝數來纏繞線圈122而增加。按照這種方式，可通過控制屏蔽線圈900的匝數和線圈122的匝數來抵消磁場。
[0176]圖1OA和圖1OB示出了根據示例性實施例的包括固定單元1010和1020的電聲換能器120。在圖1OA和圖1OB中，屏蔽線圈900連接到固定單元1010和1020。
[0177]在圖1OA和圖1OB中描繪的固定單元1010和固定單元1020通過連接到屏蔽線圈900而固定屏蔽線圈900。即，固定單元1010和固定單元1020可固定屏蔽線圈900，從而屏蔽線圈900不會因為與MRI設備110的磁體的吸引力或者排斥力而運動。如果屏蔽線圈900不固定，則屏蔽線圈900可通過與MRI設備110的磁體相互作用的力而運動，因此，噪聲可被包括在由與振動板121結合的線圈122產生的聲信號中。盡管在圖1OA和圖1OB中沒有示出，但是固定單元1010和固定單元1020可通過與電聲換能器120的框架結合來固定屏蔽線圈900。
[0178]圖1OA中描繪的固定單元1010可通過與位于線圈122的外部的屏蔽線圈900結合來固定屏蔽線圈900。相反，圖1OB中描繪的固定單元1020通過與位于線圈122的內部的屏蔽線圈900結合來固定屏蔽線圈900。在圖1OA和圖1OB中示出的固定單元1010和固定單元1020僅僅是用于固定屏蔽線圈900的示例，因此屏蔽線圈900可以通過各種方法(例如，通過使用諸如彈簧的彈性構件)固定在電聲換能器120的框架上。
[0179]圖11是根據示例性實施例的盒型電聲換能器1100的結構的透視圖。在圖11中，電聲換能器1100是與上面描述的電聲換能器120不同的類型。
[0180]電聲換能器1100可包括:振動單元1110，根據由MRI設備110形成的洛倫茲力振動；支撐單元1130，固定振動單元1110的兩個邊緣；線圈，經受洛倫茲力的電流流經該線圈。圖11中描繪的電聲換能器1100的結構是示例，因此,包括振動單元1110、支撐單元1130和線圈的電聲換能器1100還可包括除了圖11中描繪的結構之外的結構。
[0181]在圖11中描繪的電聲換能器1100中流動的電流流經的線圈可包括設置在振動單元1110上的至少一個第一線圈部分1120以及固定在支撐單元1130上的至少一個第二線圈部分1140。S卩，當電流通過圖11中描繪的輸入端子1150輸入時，電流可流經振動單元1110上的第一線圈部分，并且可流經在振動單元1110的一個端部固定在支撐單元1130上的第二線圈部分1140。接下來，流經固定在支撐單元1130上的第二線圈部分1140的電流沿著電聲換能器1100的下端表面流動，并且可在振動單元1110的另一端再次流過第一線圈部分1120。
[0182]另外，根據圖11中描繪的電聲換能器1100,從位于電聲換能器1100的上表面的第一線圈部分1120流過的電流與從位于電聲換能器1100的下表面的第一線圈部分1120的電流沿彼此相反的方向流動。即，由于電流連續(xù)地流過第一線圈部分1120和第二線圈部分1140，所以在振動單元1110中流動的電流的方向與在支撐單元1130的下端表面中流動的電流的方向彼此相反。根據上面描述的結構，在理想的螺線管線圈外部的磁場是0，因此可以最小化在圖11中描繪的電聲換能器1100的外部產生的磁場。
[0183]在根據示例性實施例的電聲換能器1100的結構中，通過流過電聲換能器1100的電流產生的磁場對于MRI設備110的磁場的影響可被最小化。
[0184]電聲換能器1100的振動單元1110可以以各種方式實現。S卩，振動單元1110可包括薄膜類型的振動板或者彈性構件振動板。另外，可以以可根據洛倫茲力振動的各種構造來實現振動單元1110。
[0185]當根據示例性實施例的電聲換能器1100工作時，振動單元1110和第一線圈1120根據洛倫茲力而振動，但是第二線圈1140固定在支撐單元1130上。因此，電聲換能器1100的第一線圈部分1120和第二線圈部分1140可以被單獨地附著到振動單元1110和支撐單元1130或者形成在振動單元1110和支撐單元1130上。S卩，第一線圈部分1120和第二線圈部分1140中的每個在被形成為單獨的部件之后可以被結合。
[0186]例如，預先設置在振動單元110上的第一線圈部分1120和固定在支撐單元1130上的第二線圈部分1140可以通過現有技術中的公知的合適的技術(諸如對振動單元1110和支撐單元1130的粘合或者組裝)來連接。因此，結合的第一線圈部分1120和第二線圈部分1140可形成圍繞電聲換能器1100的振動單元1110和支撐單元1130的線圈。
[0187]然而，可通過將單個線圈沿著預先結合的支撐單元1130和振動單元1110的表面設置來形成電聲換能器1100。S卩，在第一線圈部分1120和第二線圈部分1140單獨地形成之后，電聲換能器1100的線圈不被結合，但是在預先形成的線圈中，分別連接到振動單元1110和支撐單元1130的部件可以是第一線圈部分1120和第二線圈部分1140。
[0188]以下，將描述根據洛倫茲力來操作圖11中描繪的電聲換能器1100的過程。根據弗萊明左手定則，在磁場中流動的電流受到洛倫茲力，洛倫茲力的方向垂直于磁場方向。
[0189]在圖11中，磁場的方向由“B”表示，電流的方向由“I”表示。當電流沿著由“I”表示的方向流動時，使用MRI設備110的磁場的電聲換能器1100受到沿著向上方向的洛倫茲力(由“F”表示)，洛倫茲力垂直于振動單元1110。振動單元1110根據洛倫茲力振動，通過振動單元1110的振動產生的聲波可產生聲信號。
[0190]振動單元1110可由非磁性材料形成。根據示例性實施例，振動單元1110可由影響低于臨界值的MRI設備110的磁場的順磁體材料或者低磁材料形成。
[0191]當交流(AC)電被輸入到電聲換能器1100時，由于磁場方向保持不變，所以振動單元1110受到的洛倫茲力的方向隨變化的電流的方向一起變化。即，當電流沿著圖11中描繪的方向流動時，與振動單元1110垂直的洛倫茲力的方向向上。然而，當電流沿著反方向流動時，洛倫茲力的方向向下并與振動單元1110垂直。振動單元1110根據洛倫茲力而振動并且可產生聲信號。
[0192]如上所述，根據示例性實施例的圖11中描繪的電聲換能器1100可被定位成使得振動單元1110平行于MRI設備110的磁體的方向，流經設置在振動單元1110上的第一線圈部分1120的電流與磁場的方向垂直。即，電聲換能器1100可沿著流經第一線圈部分1120的電流經受由MRI設備110的磁場產生的洛倫茲力的方向定位。
[0193]電聲換能器1100在電流的方向與磁場的方向垂直時受到洛倫茲力最大。然而，由根據當前的發(fā)明的所述兩個方向形成的角度不限于90°。即，當電流的方向與磁場的方向之間的角度不是0°或180°時，從MRI設備110的磁場傳遞到電聲換能器1100的洛倫茲力產生。因此，電聲換能器1100可被定位成使得電流的方向與磁場的方向彼此不平行。
[0194]電聲換能器1100的支撐單元1130可包括至少一個孔徑1160。形成在支撐單元1130中的孔徑1160可形成這樣的路徑，電聲換能器1100中的空氣在振動單元1110振動時流通經過該路徑。在圖11中，孔徑1160以矩形形狀形成在支撐單元1130的底部中。然而，根據示例性實施例的孔徑1160的形狀和位置不限于此。即，孔徑1160可具有各種形狀，并且可不僅僅形成在支撐單元1130的底部中，而且還可形成在支撐單元1130的側壁(即，支撐單元1130的不形成線圈的側壁)中。
[0195]根據上面描述的示例性實施例,包括振動單元1110和支撐單元1130的電聲換能器1100可根據在電流流經線圈1120時產生的洛倫茲力而振動，因此可產生聲學信號。上面描述的電聲換能器1100是為了方便解釋而選擇的一種情況，因此，振動單元1110、支撐單元1130和線圈可以是各種類型。
[0196]圖12A是示出根據示例性實施例的電聲換能器1200的結構的側視圖。在圖12A中描述的電聲換能器1200是參照圖11描述的電聲換能器1100的側視圖，因此省略重復的描述。
[0197]如圖12A所述，電聲換能器1200包括形成在振動單元1210上的第一線圈部分1120。第一線圈部分1120被布置在振動單元1210上，根據洛倫茲力與振動單元1210 —起振動，并且與第二線圈部分1140相結合，從而產生洛倫茲力的電流流過第一線圈部分1120。
[0198]根據示例性實施例的第一線圈部分1120可包括通過在絕緣膜上印刷預定圖案經由鍍金形成的薄膜線圈，或者通過蝕刻被結合到絕緣膜上的銅箔形成的薄膜線圈。
[0199]當第一線圈部分1120和第二線圈部分1140被形成為一個線圈并被固定在振動單元1210和支撐單元1130上時，第二線圈部分1140可包括如同第一線圈部分1120那樣的薄膜線圈。然而，當第一線圈部分1120和第二線圈部分1140單獨地形成并且彼此結合時，第二線圈部分1140可通過與第一線圈部分1120的工藝不同的工藝形成，并且可設置在支撐單元130上。
[0200]圖12B是示出根據示例性實施例的電聲換能器1200的結構的側視圖。與圖12A中描繪的電聲換能器1100不同，圖12B中描繪的電聲換能器1200可包括兩個振動單元，即，彼此平行設置的第一振動單元1210和第二振動單元1220。圖12B中描繪的電聲換能器1200的第一振動單元1210和第二振動單元1220的兩個邊緣分別與支撐單元1130結合。
[0201]第一線圈部分1120可以分別設置在第一振動單元1210和第二振動單元1220上。對第一振動單兀1210的描述與參照圖11和圖12A做出的描述相同,第一線圈部分1120還可以設置在第二振動單元1220上(在電聲換能器1200的面朝外部的表面上)。設置在第一振動單元1210和第二振動單元1220上的第一線圈部分1120連接到設置在支撐單元1130上的第二線圈部分1140，以在電流從其流過時受到洛倫茲力。
[0202]根據示例性實施例，在圖12B中描述的電聲換能器1200中，當第一振動單元1210沿著向上的方向振動時，第二振動單元1220沿著向下的方向振動，即，第一振動單元1210和第二振動單元1220可通過沿著相反的方向振動而產生具有相同相位的聲信號。在根據圖12B中描繪的示例性實施例的電聲換能器1200中，孔徑可以形成在支撐單元1130的側表面中。
[0203]圖13是示出根據示例性實施例的電聲換能器1250的結構的透視圖。圖13中描繪的電聲換能器1250包括振動單元1110、第一線圈1120和支撐單元1130。S卩，圖13中描繪的電聲換能器1250的結構不包括固定在支撐單元1130上的第二線圈部分1140。
[0204]電聲換能器1250類似于參照圖11描述的操作而操作。即，沿著第一線圈1120中的箭頭所指示的方向流動的電流在沿著圖13中的“B”指示的方向的磁場中受到沿著由“F”表示的方向的洛倫茲力。因此，其上設置第一線圈1120的振動單元1110被設置為根據洛倫茲力振動并產生聲信號。通過將振動單元1110的至少兩個邊緣與支撐單元1130結合來固定振動單元1110的至少兩個邊緣。
[0205]第一線圈1120通過形成至少一個重復圖案而設置在振動單元1110上。S卩，如圖13中所描繪的，可通過形成具有矩形形狀的重復圖案來設置第一線圈1120。
[0206]根據示例性實施例，若干個第一線圈1120可被設置為使得各個重復圖案的中心部分的位置逐漸偏向第一線圈1120的一側。即，在作為示例的圖13中，通過將第一線圈1120的與電流的方向(沿著第一線圈1120指示的箭頭的方向)一致的一些部分設置在振動單元1110上，第一線圈1120可被設置為沿相同的方向受到洛倫茲力。換句話說，第一線圈1120的電流沿預定方向流過的一部分可被設置為位于振動單元1110的預定區(qū)域(例如，在中心區(qū)域)上。
[0207]第一線圈1120的除了圖13中指示的部分之外的一部分，即，第一線圈1120的電流沿著不受到“F”指示的力的方向流動的一部分可位于振動單元1110的外側區(qū)域中。因此，設置在振動單元1110的外側區(qū)域中的第一線圈1120可以設置在振動單元1110的固定在支撐單元1130上的一部分上。圖13和圖14的陰影部分僅僅表示振動單元1110的沒有固定到支撐單元1130上的一部分(B卩，可以振動的一部分)。結果，沿著根據振動單元1110的恒定的方向受到洛倫茲力的第一線圈可通過沿著相同方向振動產生聲信號。
[0208]圖14是示出根據示例性實施例的電聲換能器1250的結構的透視圖。圖14的電聲換能器1250包括多個圖案。
[0209]S卩，在圖14的電聲換能器1250的振動單元1110中，可將第一線圈1120設置成使得圖13中描繪的重復圖案連續(xù)地形成。在圖14中描繪的四個重復的圖案中，各個重復的圖案的中心的位置朝著第一線圈1120的一側偏置。
[0210]S卩，第一線圈1120可以被設置成使得第一線圈1120的電流沿箭頭指示的方向流動的部分被設置成位于振動單元1110的沒有被固定的區(qū)域上，第一線圈1120的電流沿除了箭頭指示的方向之外的方向流過的一部分被設置位于振動單元1110的固定在支撐單元1130的區(qū)域上。根據示例性實施例，通過被定位于第一線圈1120的電流沿恒定方向流動的部分上，電聲換能器1250的振動單兀1110可通過沿相同方向振動而產生聲信號。
[0211]圖15A和圖15B示出了根據示例性實施例的電聲換能器1280的結構。圖15中描繪的電聲換能器1280具有這樣的結構，在該結構中，振動單元1110包括振動板，連接單元1125將振動單元1110連接到支撐單元1130。
[0212]圖15A是根據示例性實施例的電聲換能器1280的俯視圖，陰影區(qū)域表示振動單元1110與支撐單元1130分隔的區(qū)域。即，振動單元1110包括由彈性構件形成的振動板，并通過與柔性連接單元1125結合而連接到支撐單元1130。圖15B是根據示例性實施例的電聲換能器1280的側視圖，并示出了通過連接單元1125將振動單元1110連接到支撐單元1130的構造。在圖15B中，第一線圈1120設置在振動單元1110的下表面1132上或者被設置為接近振動單元1110的下表面1132。然而，第一線圈1120的位置不限于此。
[0213]在圖15A和圖15B中描繪的電聲換能器1280中，電聲換能器1280被定位在磁場中，當電流流過第一線圈1120時，沿著由“F”指示的方向受到洛倫茲力。因此，在振動單元Ilio被連接到連接單元1125時，振動單元1110振動，因此，振動單元1110可產生聲信號。
[0214]圖16A和圖16B示出了根據示例性實施例的盒式電聲換能器1100在MRI設備110的孔111中的定位。圖16A是孔111的側視圖，圖16B是孔111的主視圖或者后視圖。
[0215]在圖16A中，電聲換能器1100可被定位成使得由MRI設備110的磁體產生的磁場的方向30與電流的方向彼此不平行。S卩，如圖16A中所描繪的，電聲換能器1100可被定位在孔111的一側，從而磁場的方向與電流的方向彼此不平行。即，由所述兩個方向形成的角度可以大于0°且小于90°。
[0216]在圖16A中描繪的兩個電聲換能器1100中，灰色區(qū)域指示被定位成使得振動單元1110面向孔111的內側的電聲換能器1100。
[0217]在圖16B中，電聲換能器1100通過被定位在孔111的上部區(qū)域和兩側區(qū)域中而產生聲信號。S卩，為了將聲信號發(fā)送給位于托架112上的患者113,電聲換能器1100可被定位成使得振動單元1110沿著朝向患者113的方向振動。如圖16A中所示，電聲換能器1100可在磁場的方向與電流的方向彼此不平行時產生聲信號。當電聲換能器1100被定位成使得所述兩個方向彼此垂直時，聲信號的產生可以是非常有效的.[0218]圖17是根據示例性實施例的聲輸出裝置1190中的電聲換能器1100的安裝的附圖。在圖17中，電聲換能器1100可以被安裝在聲輸出裝置1190上，從而在位于振動單元1110上的第一線圈1120中流動的電流的方向與磁場的方向30不平行。
[0219]根據示例性實施例，電聲換能器1100可以安裝在諸如頭戴式耳機的聲輸出裝置1190上，從電聲換能器1100產生的聲信號可以直接被發(fā)送到患者113。
[0220]圖18A是示出根據示例性實施例的電聲換能器1100在頭部RF線圈810上的定位的透視圖。如圖18A中所描繪的，根據示例性實施例的電聲換能器1100可以定位在頭部RF線圈810的內側表面812上或者外側表面814上。當電聲換能器1100位于頭部RF線圈810的內側表面上時，電聲換能器1100可沿著朝向患者113的方向產生聲信號。
[0221]暗區(qū)域是電聲換能器1100的后表面。根據示例性實施例，位于頭部RF線圈810中的電聲換能器1100可被定位成面對圖18B中描繪的患者113，另外，電聲換能器1100可通過被定位成沿著與患者113相反的方向而朝著頭部RF線圈810的外側輸出聲信號。
[0222]圖18B是示出電聲換能器1100在托架112上的定位的透視圖。根據示例性實施例的電聲換能器1100可通過位于托架112的頭部96而將聲信號發(fā)送到患者113。安裝在頭部96上的電聲換能器1100可被定位成使得電流的方向與磁場的方向不平行。
[0223]圖19A、圖19B和圖19C示出了根據示例性實施例的電聲換能器1300的圖案。根據示例性實施例的電聲換能器1300可分別包括振動單元1310、1320、1330以及設置在振動單元1310、1320、1330上的電流從其流過的線圈。圖19A、圖19B和圖19C分別示出了形成在電聲換能器1300的振動單元1310、1320、1330上的各種圖案1311、1321、1331。振動單元1310、1320、1330可由非磁性材料或者微弱磁性的材料形成，如上所述，振動單元1310、1320、1330可包括振動膜或者振動板。
[0224]在圖19A、圖19B和圖19C中，實線表示振動單元1310、1320、1330上電流流經的線圈，虛線表示在振動單元1310、1320、1330的下表面上的電流流經的線圈。
[0225]根據示例性實施例的電聲換能器1300可包括:第一線圈部分，第一線圈部分包括至少一個重復圖案，相對于MRI設備110的磁場產生吸引力或者排斥力的電流流經第一線圈部分；第二線圈部分，被輸入到第一線圈部分的相同的電流流經第二線圈部分。即，在圖19A、圖19B和圖19C中，實線示出的部分可以是第一線圈部分，虛線示出的部分可以是第二線圈部分。然而，如上所述，由于第二線圈部分是被輸入到第一線圈部分的相同的電流以及從第一線圈部分輸出的電流流經的線圈，因此第一線圈部分和第二線圈部分不限于由如上所述的實線和虛線表示的線圈部分。
[0226]例如，被輸入到第一線圈部分的電流以及從第一線圈部分輸出的電流流經的第二線圈部分可不僅僅包括在圖19A、圖19B和圖19C中的振動單元1310、1320、1330的下表面上的虛線示出的部分，而且還包括從由“ + ”表示的輸入端子到至少一個重復圖案的第一圖案的點的實線表示的部分。例如，在圖19B中，第二線圈部分可不僅僅包括由虛線示出的部分，還可包括除了線圈的螺旋圖案部分之外的由實線示出的部分。第二線圈部分可包括設置在振動單元1310、1320、1330的上表面上的除了至少一個重復圖案之外的所有線圈部分。
[0227]在圖19A、圖19B和圖19C中描繪的電聲換能器1300可以位于MRI設備110的磁場中，從而MRI設備110的磁場垂直于振動單元1310、1320、1330(在圖19A中，豎直向上的方向)。當電流被輸入到電聲換能器1300的第一線圈部分時，第一線圈部分產生具有恒定方向(安培右手螺旋定則方向)的磁場。即，當電流沿著箭頭指示的方向在第一線圈部分中流動時，由第一線圈部分產生的磁場的方向是垂直于振動單兀1310、1320、1330的向下的方向(沿著與MRI設備110的磁場相反的方向)。
[0228]如上所述，當AC電流被輸入到電聲換能器1300時，電流的方向時刻變化，相應地，振動單元1310、1320、1330產生的磁場具有與MRI設備110的磁場的方向相同或者相反的方向。因此，振動單元1310、1320、1330可通過由于MRI設備110的吸引力或者排斥力造成
的振動而產生聲信號。
[0229]設置在振動單元1310、1320、1330上的第一線圈部分可通過沿預定方向連續(xù)地設置來形成至少一個圖案1311、1321和1331。S卩，如圖19A、圖19B和圖19C中所描繪的，所述線圈部分可以通過沿預定時鐘方向纏繞來設置在振動單元1310、1320、1330上。因此，線圈可在電流從其流過時沿預定的方向(安培右手螺旋定則方向)產生均勻的磁場。
[0230]在圖19A和圖19C中，第一線圈部分在振動單元1310、1330上形成矩形圖案1311和1331，在圖19B中，第一線圈部分在振動單元1320上形成螺旋形圖案。如上所述，第一線圈部分的至少一個重復圖案可形成在振動單元1310、1320、1330上。
[0231]根據示例性實施例，電聲換能器1300還可包括支撐單元(未示出)，支撐單元與振動單元1310、1320、1330的兩個邊緣或拐角結合，從而振動單元1310、1320、1330根據與MRI設備110的相互作用力振動。根據示例性實施例的支撐單元可以類似于參照圖11描述的支撐單元1130來實現。
[0232]根據示例性實施例的MRI聲學系統、電聲換能器和聲輸出裝置，通過利用MRI設備的磁場而非利用磁性材料來產生聲信號，聲信號可以被有效地發(fā)送到位于MRI設備的孔中的患者。
[0233]因此，可以輸出寬頻帶中的聲信號而不影響MRI設備的磁場。雖然磁場的強度由于托架的移動而改變，但是仍可以產生具有恒定幅度的聲信號。
[0234]另外，由于不使用諸如磁體或者鐵體的磁性材料，所以在與壓電揚聲器、現有技術的揚聲器或者現有技術的電動揚聲器相比時，MRI聲學系統的制造成本可以降低。另外,通過根據MRI設備的磁場強度或者托架的位置阻止輸入到電聲換能器的電流，電聲換能器、聲輸出裝置和MRI聲學系統的耐久性可以增加。
[0235]雖然已經示出并描述了一些示例性實施例，但是本領域技術人員將理解，在不脫離本公開精神和范圍的情況下，可以對這些示例性實施例做出形式和細節(jié)上的各種改變，本公開的范圍由權利要求及其等同物限定。
【權利要求】
1.一種磁共振成像聲學系統，包括: 磁體； 電聲換能器，電聲換能器包括線圈和振動板，電流流過所述線圈，從而相對于磁體產生吸引力或者排斥力，振動板響應于所述吸引力或排斥力而振動； 控制器，根據電聲換能器在由所述磁體產生的磁場中的位置來控制輸入到電聲換能器的電流的強度。
2.根據權利要求1所述的磁共振成像聲學系統，還包括:存儲器，預先存儲電流的根據電聲換能器的位置的強度， 其中，控制器根據電聲換能器的位置的改變來控制電流的強度，從而振動板振動并產生恒定強度的聲信號，而不管磁場強度如何。
3.根據權利要求1所述的磁共振成像聲學系統，還包括檢測磁場強度的檢測器， 其中，當磁場強度低于特定值時，控制器阻止電流被輸入到電聲換能器。
4.根據權利要求1所述的磁共振成像聲學系統，其中，當電聲換能器的位置在預定范圍之外時，控制器阻止電流被輸入到電聲換能器。
5.根據權利要求1所述的磁共振成像聲學系統，還包括:濾波器，濾波器防止分別由磁共振成像設備和電聲換能器產生的射頻信號之間的干擾。
6.根據權利要求1所述的磁共振成像聲學系統，其中，電聲換能器被設置為使得振動板的振動方向和磁體的磁感線的方向彼此不垂直。
7.根據權利要求1所述的磁共振成像聲學系統，其中，電聲換能器被定位在托架的頭部，患者位于托架上，以被移動到磁場中。
8.根據權利要求7所述的磁共振成像聲學系統，其中，控制器根據托架進入磁共振成像設備的磁場中的移動距離來控制電流的強度。
9.根據權利要求1所述的磁共振成像聲學系統，其中，電聲換能器安裝在磁共振成像設備的頭部射頻線圈上。
10.根據權利要求1所述的磁共振成像聲學系統，其中，電聲換能器安裝在頭戴式耳機或者耳塞中。
11.根據權利要求1所述的磁共振成像聲學系統，還包括:檢測器，檢測磁場的強度， 其中，控制器根據檢測到的磁場的強度來控制電流的強度。
12.一種使用磁共振成像設備的磁場的聲輸出裝置，所述聲輸出裝置包括: 線圈，用于產生相對于磁共振成像設備的磁體的吸引力或排斥力的電流流經所述線圈； 振動板，根據所述吸引力或者排斥力振動； 控制器，根據電聲換能器相對于磁場的位置來控制在線圈中流動的電流的強度。
13.根據權利要求12所述的聲輸出裝置，還包括:存儲器，預先存儲電流的根據電聲換能器的位置的強度值， 其中，控制器根據電聲換能器的位置的改變來控制電流的強度，從而振動板振動并產生恒定強度的聲信號，而不管磁場的強度如何。
14.根據權利要求12所述的聲輸出裝置，還包括:檢測器，檢測磁場的強度， 其中，控制器在磁場強度低于特定值時阻止電流被輸入到電聲換能器。
15.根據權利要求12所述的聲輸出裝置，其中，控制器在電聲換能器的位置在預定范圍之外時阻止電流被 輸入到電聲換能器。
【文檔編號】H04R9/06GK103781000SQ201310276985
【公開日】2014年5月7日 申請日期:2013年7月3日 優(yōu)先權日:2012年10月24日
【發(fā)明者】權五洙 申請人:三星電子株式會社