Mri声学系统、声输出装置和电声换能器的制造方法

Mri声学系统、声输出装置和电声换能器的制造方法
【专利摘要】提供一种磁共振成像（MRI）声学系统、声输出装置和电声换能器，MRI声学系统包括：磁体；电声换能器，电声换能器包括线圈和振动板，电流流过该线圈，从而相对于磁体产生吸引力或者排斥力，振动板响应于所述吸引力或排斥力振动；控制器，根据电声换能器在由所述磁体产生的磁场中的位置来控制输入到电声换能器的电流的强度。
【专利说明】MRI声学系统、声输出装置和电声换能器
[0001]本申请要求于2012年10月24日提交到韩国知识产权局的第10_2012_0118671号韩国专利申请的优先权，所述韩国专利申请的公开内容通过引用被全部包含于此。
【技术领域】
[0002]与示例性实施例一致的方法和设备涉及一种磁共振成像(MRI)声学系统，更具体地说，涉及一种包括声输出装置和电声换能器的MRI声学系统,所述电声换能器基于MRI声学系统的磁场而工作。
【背景技术】
[0003]通过原子核在磁场中的磁共振获得磁共振(MR)图像。原子核的共振是在特定的高频能量由于外部磁场而辐射到处于已磁化状态的原子核时，处于较低能态原子核通过吸收高频能量变成较高能态的现象。原子核根据它们的类型而具有不同的共振频率，共振受到外部磁场的强度的影响。在人体内存在大量的原子核，通常，氢原子核用于MRI。
[0004]MRI设备是非侵入式的，与计算机断层扫描(CT)相比具有很高的组织对比度，并且不产生由于骨结构而造成的伪像。MRI设备可在不改变拍摄物体的位置的情况下沿期望的多个方向得到各种剖面图像。因此，MRI设备与其他图像成像设备一起被广泛使用。
[0005]电动扬声器、扬声器或者压电扬声器被用作用于将声信号输出到通过使用MRI设备接受医疗诊断的病人的电声换能器。
[0006]扬声器或者压电扬声器主要用作用于MRI设备的声输出装置。然而,在扬声器中的磁材料可影响MRI设备的磁场，压电扬声器具有用于声输出的有限数量的频带并且是昂贵的。
[0007]存在开发具有减小的制造成本、改善的声音品质、一致的低音产生能力和对MRI图像的品质的较小程度的影响的电声换能器以及声输出装置的需求。

【发明内容】

[0008]示例性实施例可至少解决上面的问题和/或缺点以及上面没有描述的其他缺点。另外，不要求示例性实施例克服上面描述的缺点，示例性实施例可不克服上面描述的任何问题。
[0009]根据不例性实施例的一方面，提供一种MRI声学系统,所述MRI声学系统包括:包括磁体的MRI设备；电声换能器，电声换能器包括线圈和振动板，电流流过该线圈，从而相对于磁体产生吸引力或者排斥力，振动板与所述线圈结合，并响应于所述吸引力或排斥力振动；控制器，根据电声换能器在由所述磁体产生的磁场中的水平位置来控制输入到电声换能器的电流的强度。
[0010]所述MRI声学系统还可包括存储器，存储器预先存储电流的根据电声换能器的水平位置的强度，控制器根据电声换能器的水平位置的改变控制电流的强度，从而振动板振动并产生恒定强度的声信号，而不管磁场强度如何。[0011]MRI声学系统还可包括检测磁场强度的检测器，当磁场强度被检测为低于临界值时，控制器阻止电流被输入到电声换能器。
[0012]当电声换能器的水平位置在预定范围之外时，控制器可阻止电流被输入到电声换能器。
[0013]MRI声学系统还可包括滤波器，滤波器防止从MRI设备产生的射频(RF)信号和电声换能器产生的射频(RF)信号之间的干扰。
[0014]电声换能器可被设置为使得振动板的振动方向和磁体的磁感线的方向彼此不垂直。
[0015]电声换能器可位于由磁体形成的磁场中，从而线圈的中心轴线与磁体的磁感线的方向彼此不垂直。
[0016]电声换能器可位于托架的头部，患者位于托架上，以被移动到磁场中。
[0017]控制器可根据托架进入MRI设备的磁场中的移动距离来控制电流的强度，电声换能器位于托架上。
[0018]电声换能器可安装在MRI设备的头部RF线圈上。
[0019]电声换能器可安装在MRI设备的头戴式耳机或者耳塞中。
[0020]MRI声学系统还可包括检测器，检测器检测磁场的强度，控制器根据检测到的磁场的强度来控制电流的强度。
[0021]根据示例性实施例的一方面，提供一种使用MRI设备的磁场的声输出装置，所述声输出装置包括:线圈，用于产生相对于MRI设备的磁体的吸引力或排斥力的电流流经该线圈；振动板，与该线圈结合并根据吸引力或者排斥力振动；控制器，根据电声换能器的水平位置来控制在磁场中的线圈中流动的输入电流的强度。
[0022]声输出装置还可包括存储器，存储器预先存储输入电流的根据电声换能器的水平位置的强度值，控制器根据电声换能器的水平位置的改变来控制电流的强度，从而振动板振动并产生恒定强度的声信号，而不管磁场的强度如何。
[0023]声输出装置还可包括检测器，检测器检测磁场的强度，控制器在磁场强度被检测为低于临界值时阻止电流被输入到电声换能器。
[0024]控制器可在电声换能器的水平位置在预定范围之外时阻止电流被输入到电声换能器。
[0025]声输出装置还可包括头戴式耳机或耳塞。
[0026]根据不例性实施例的一方面，提供一种使用MRI设备的磁场的电声换能器,所述电声换能器包括:第一线圈，用于产生相对于MRI设备的吸引力或排斥力的电流流经第一线圈；第二线圈，用于减小由在第一线圈中流动的电流产生的磁场的强度；振动板，与第一线圈结合，并根据吸引力或排斥力振动。
[0027]具有预定强度的电流可流经第二线圈，以减小由第一线圈产生的磁场的强度。
[0028]可将第二线圈缠绕预定匝数，以减小由第一线圈产生的磁场的强度。
[0029]电声换能器还可包括固定第二线圈的固定单元，其中，第二线圈具有与第一线圈同心的轴线，并与在第一线圈的内侧或外侧的固定单元结合。
[0030]流经第二线圈的电流的方向可以与流经第一线圈的电流的方向相反。
[0031]电声换能器可位于MRI设备中的托架的头部上，患者位于托架上。[0032]电声换能器可以安装在MRI设备的头部RF线圈。
[0033]电声换能器可以安装在MRI设备的头戴式耳机或耳塞上。
[0034]根据不例性实施例的一方面,提供一种声学系统,所述声学系统包括上面描述的电声换能器。
[0035]根据不例性实施例的一方面，提供一种利用MRI设备的磁场的电声换能器,所述电声换能器包括:振动单元，根据由磁场产生的洛伦兹力振动；支撑单元，固定振动单元的两个边缘；第一线圈，设置在振动单元上并与振动单元一起振动。
[0036]电声换能器还可包括固定在支撑单元上的第二线圈，第二线圈与第一线圈结合。
[0037]电声换能器可包括至少一个第一线圈和至少一个第二线圈，其中，所述至少一个第一线圈和所述至少一个第二线圈彼此结合，并沿着支撑单元和振动单元的至少一个表面设置。
[0038]第一线圈和第二线圈可彼此平行，电流分别沿相反的方向流经第一线圈和第二线圈。
[0039]第一线圈可包括形成在振动单元上的薄膜线圈。
[0040]振动单元可包括第一振动单元和平行于第一振动单元设置的第二振动单元，第一振动单元的两个边缘以及第二振动单元的两个边缘分别与支撑单元结合，第一线圈设置在第一振动单元和第二振动单元上。
[0041]在振动单元上可以以至少一个重复图案来设置第一线圈。
[0042]可将第一线圈设置成使得重复图案的中心的位置朝着第一线圈的一侧偏置。
[0043]振动单元可包括:振动板，振动板由于洛伦兹力而振动，振动板与支撑单元分开；连接单元，将振动板连接到支撑单元，其中，第一线圈设置在振动板上。
[0044]振动单元可包括振动膜，振动膜由于洛伦兹力而振动。
[0045]振动单元可包括振动板，振动板由于洛伦兹力而振动，振动板由弹性构件形成。
[0046]电声换能器可以位于MRI设备中的托架的头部上，患者位于托架上。
[0047]电声换能器可以安装在MRI设备的头部RF线圈上。
[0048]电声换能器可以安装在MRI设备的头戴式耳机或者耳塞上。
[0049]根据不例性实施例的一方面，提供一种电声换能器，电声换能器使用MRI设备的磁场，电声换能器包括:振动单元，根据相对于MRI设备的磁体的吸引力或排斥力而振动；第一线圈，以至少一个重复图案设置在振动单元上，用于产生吸引力或排斥力的电流流经第一线圈；第二线圈，与第一线圈结合，被输入到第一线圈的电流以及从第一线圈输出的电流流经第二线圈。
[0050]所述图案可包括螺旋形图案。
[0051 ] 所述图案可包括矩形图案。
[0052]所述图案可通过将第一线圈沿着预定方向连续地设置在振动单元上来形成。
[0053]第二线圈可以设置在振动单元的下表面上。
【专利附图】

【附图说明】
[0054]通过参照附图对特定示例性实施例进行的描述，上述和/或其他方面将会变得更加明显，附图中:[0055]图1A和图1B是用于示出和解释现有技术的MRI系统的电声换能器的操作的附图；
[0056]图2示出了根据示例性实施例的MRI声学系统；
[0057]图3是根据示例性实施例的MRI声学系统的构造的框图；
[0058]图4A、图4B、图4C和图4D示出了根据示例性实施例的电声换能器的定位；
[0059]图5A和图5B是根据示例性实施例的电声换能器和MRI设备的透视图；
[0060]图6A、图6B、图6C和图6D示出了根据托架的水平位置对输入电流的强度的控制；
[0061]图7A和图7B示出了根据示例性实施例的头戴式耳机；
[0062]图8A、图8B和图8C示出了根据示例性实施例的电声换能器的定位；
[0063]图9A和图9B示出了根据示例性实施例的电声换能器的结构；
[0064]图1OA和图1OB示出了根据示例性实施例的电声换能器的结构；
[0065]图11是示出根据示例性实施例的电声换能器的结构的透视图；
[0066]图12A和图12B示出了根据示例性实施例的电声换能器的结构；
[0067]图13是示出根据示例性实施例的电声换能器的结构的透视图；
[0068]图14是示出根据示例性实施例的电声换能器的结构的透视图；
[0069]图15A和图15B不出了根据不例性实施例的电声换能器的结构；
[0070]图16A和图16B示出了根据示例性实施例的电声换能器的定位；
[0071]图17是示出根据示例性实施例的声输出装置中的电声换能器的安装的附图；
[0072]图18A和图18B示出了根据示例性实施例的电声换能器的定位；
[0073]图19A、图19B和图19C示出了根据示例性实施例的电声换能器的图案。
【具体实施方式】
[0074]以下，参照附图来更加详细来描述特定示例性实施例。
[0075]在下面的描述中，即使在不同的附图中，相同的标号也用于相同的元件。在说明书中限定的诸如具体构造和元件的内容被提供，以有助于对示例性实施例的充分理解。然而，可以在没有这些具体限定的内容的情况下实现示例性实施例。另外，公知的功能或构造没有被详细地描述，因为这将使得说明书因为不必要的细节而变得晦涩。
[0076]这里使用的术语可根据本领域普通技术人员的意图、先前的或者新技术的出现而改变。应当理解，“包括”和/或“包含”意思是包括其他额外的元件。
[0077]图1A和图1B是示出现有技术的MRI系统的电声换能器的附图。
[0078]图1A是示出具有电动扬声器11的MRI设备10的透视图。电动扬声器11是MRI系统的声输出装置。电动扬声器11具有高的声学性能，但包括诸如铁或者永磁体的磁性体。
[0079]因此，电动扬声器11定位在远离MRI设备的孔的位置，以最小化其对MRI系统的磁场的影响。例如，电动扬声器11定位在将要被诊断的对象所在的托架的边缘部分12或者外部，从电动扬声器11输出的声音通过设置在托架中的声路径被传送到对象。因此，电动扬声器11的声音可以因为长的传输路径而失真并且包括噪声。
[0080]图1B示出了 MRI系统的压电扬声器的声学特性的曲线图20。压电扬声器由压电陶瓷形成，压电陶瓷是响应于输入电信号而收缩/膨胀的非磁性材料，因此压电陶瓷被安装在孔内，因为这几乎不会影响MRI设备的磁场。
[0081]然而，如在曲线图20中所描述的，通常，压电扬声器的共振频率f0大于1kHz，IkHz大于电动扬声器11的共振频率。因此，由于产生低音的难度以及制造压电扬声器的宽的宽度电极的难度，难以将MRI设备的RF信号发送到扬声器，因此MRI图像的失真可能发生。另夕卜，包括属于非磁性材料的压电陶瓷的压电扬声器的生产成本大于电动扬声器11的生产成本。
[0082]图2示出了根据示例性实施例的MRI声学系统100。MRI声学系统100可包括MRI设备110、电声换能器120和控制器130。除了图2中描述的元件之外，MRI声学系统100还可包括其他元件。
[0083]MRI设备110用于通过利用从磁体产生的磁场对位于托架112上的患者113进行诊断。MRI设备110通过对从布置在磁场中的患者113接收的磁共振信号进行处理来产生患者113的MRI图像，并且可在屏幕上显示MRI图像。
[0084]MRI设备110包括作为用于产生磁场的兀件的超导磁体或者永磁体。在超导磁体的情况下，可将液氦用作制冷剂。另外，关于超导磁体，除了液氦之外，还可使用液氮或者传导冷却方法。MRI设备110可位于通过与放射科医生控制MRI设备110的操作的操作室分离而屏蔽外部RF信号的房间中。
[0085]电声换能器120经由MRI设备110的磁场产生声信号。从电声换能器120产生的声信号被发送到MRI设备110的用户，电声换能器120可将来自MRI设备110的用户的信号发送给患者113。以下，“声信号”表示通过电声换能器120的振动板的振动而产生的声波。然而，“声信号”不限于此，而是可表示电气地产生的任意预定的信号。
[0086]电声换能器120可包括:线圈，电流流经该线圈，以相对于MRI设备110的磁体产生吸引力或者排斥力；振动板，结合到线圈，以根据吸引力或者排斥力而振动。参照图4A至图4D来描述电声换能器120的构造和通过振动来产生声信号的操作。
[0087]此外，根据示例性实施例，电声换能器120可包括非磁振动膜来代替根据与MRI设备Iio的磁场相互作用的力而振动的振动板。将参照图11到图13来描述该实施例。
[0088]根据示例性实施例的电声换能器120可以位于孔111外部和孔111内部中的至少一个上。根据不例性实施例的电声换能器120经由MRI设备110的磁体的磁场(而不是电动扬声器的磁性材料)产生声信号。因此，由于电声换能器120不影响MRI设备110的磁场，所以电声换能器120可位于孔111中。
[0089]控制器130根据电声换能器120的水平位置来控制被输入到电声换能器120的电流的强度。即，控制器130可控制被输入到电声换能器120的电流的强度，以根据电声换能器120在MRI设备110上的水平位置来产生声信号。“水平位置”可表示电声换能器120在水平方向(即，与托架112在MRI设备110的孔111中的运动基本平行的方向)上的位置。因此，可以根据托架112在孔111中的运动或者根据患者113在托架112上的位置改变来改变水平位置。
[0090]更具体地说，患者113位于托架112上，托架112运动到MRI设备110的孔111中，以控制患者113的位置。S卩，如图2中所描述的，托架112可在磁场中沿水平方向98朝着孔111的端部94运动或者远离孔111的端部94运动，以对感兴趣的区域(R0I)(例如，患者113的膝盖、颈部、腰部等)进行成像。[0091]如上所述，通过由MRI设备110的磁体与输入电流产生的磁场之间的吸引力或者排斥力来驱动电声换能器120。即，当被输入到电声换能器120的电流的强度增加时，由电声换能器120产生的磁场强度增加，因此，与MRI设备110的磁体相互作用的力的强度改变。因此，输入电流的强度与由电声换能器120产生的声信号的强度相关。随着输入电流的强度增加，声信号的强度也增加。
[0092]控制器130根据电声换能器120在磁场中的水平位置来控制输入到电声换能器120的电流(以下称为输入电流)的强度，因此，可以控制由电声换能器120产生的声信号的强度。下面参照图6A至图6D来详细描述当前的示例性实施例。
[0093]如参照图1A所描述的,现有技术的MRI声学系统10的电动扬声器被定位为远离孔，这是因为电动扬声器会影响MRI设备的磁场。因此，如果患者被定位为远离电动扬声器，则声信号的传输路径的长度增加，因此声信号的失真的程度增加。
[0094]然而，根据图2中描述的MRI声学系统100，电声换能器120不影响MRI设备110的磁场，在MRI设备110中，根据托架112的水平位置来控制由电声换能器120产生的声信号的强度。因此，不管患者在孔111内的位置如何，具有恒定强度的声信号可被发送到患者113。
[0095]在图2中描述的电声换能器120可以安装在声输出装置126上。例如，电声换能器120可以设置在诸如头戴式耳机或耳塞(earphone)的各种声输出装置126上。根据示例性实施例，电声换能器120也可以设置在MRI设备110的头部RF线圈上或者设置在患者113所在的托架112的头部96上。
[0096]图3是示出根据示例性实施例的MRI声学系统100的构造的框图。除了参照图2描述的MRI设备110、电声换能器120和控制器130之外，图3的MRI声学系统100还包括信号处理器125，信号处理器125包括存储器131、检测器132和滤波器133。参照图2对MRI设备110、电声换能器120和控制器130做出的描述将不重复。
[0097]如图3中所描述的，控制器130可包括水平位置检测器138和电流控制器139。以下，除了与图2的控制器130相关的描述之外，将描述图3中描述的水平位置检测器138和电流控制器139。
[0098]水平位置检测器138检测电声换能器120水平位置，即，检测电声换能器120移动到MRI设备110的孔111中有多远。即，水平位置检测器138可检测响应于电信号(当放射科医生在操作室中控制MRI设备110时)而移动或者通过物理方法(当放射科医生在成像开始之前直接移动托架112时)而移动的电声换能器120的水平位置。水平位置检测器138可将与电声换能器120的水平位置相关的信息发送到电流控制器139。
[0099]同时，电声换能器120的水平位置可以根据托架112到MRI设备110中的运动而改变。即，根据患者113所在的托架112的运动，患者113所佩戴的或者设置在托架112中的电声换能器120的磁场的水平位置可以改变。
[0100]例如，当托架112由于外部电信号而移动到孔111中时，通过提取使托架112移动的外部信号，水平位置检测器138可以电气地检测与电声换能器120的水平位置相关的信息。即，水平位置检测器138可检测电声换能器120的根据托架112进入磁场中的运动而改变的水平位置。
[0101]水平位置检测器138可通过利用设置在支撑并移动托架112的台上的至少一个传感器来检测托架112的位置。例如，水平位置检测器138可通过以预定间隔设置的传感器来检测电声换能器120的根据托架112的运动的水平位置。
[0102]此外，水平位置检测器138可通过外部输入信号来检测电声换能器120的水平位置。S卩，当MRI设备110的用户在将患者113移动到孔111中之前控制电声换能器120的水平位置时，用户可手动地输入水平位置。之后，水平位置检测器138可通过获取由用户直接输入的位置的信息来检测电声换能器120的水平位置。
[0103]根据当前发明的实施例，水平位置检测器138可根据由处于预定位置的检测器132检测到的磁场的强度来检测电声换能器120的水平位置。
[0104]电流控制器139控制被输入到电声换能器120的电流的强度。即，电流流经电声换能器120的线圈，从而产生作为与MRI设备110的磁体相互作用的力的吸引力或者排斥力，因此电流控制器139可控制被输入到线圈的电流的强度。使电声换能器120振动的力与输入电流的强度成比例地增加。因此，电流控制器139可通过控制输入电流的强度来控制由电声换能器120产生的声信号的强度。
[0105]电流控制器139可阻挡输入电流。即，如果电流在电声换能器120不需要产生声信号时流经线圈，则在电声换能器120上会出现不必要的负担，因此会减小电声换能器120的寿命。根据示例性实施例，当磁场的强度被检测为低于临界值时或者当托架112位于预定水平位置之外时(即，当不需要将声音发送到患者113时)，电流控制器139可阻挡正被输入到电声换能器120的输入电流。下面参照图6A至图6D来详细描述当前实施例。
[0106]以下，将描述连接到用于控制被输入到电声换能器120的电流的控制器130的各个元件。
[0107]信号处理器125连接到MRI设备110和电声换能器120，并产生用于控制MRI设备110和电声换能器120中的至少一个的控制信号，通过发送产生的控制信号来控制MRI设备110和电声换能器120中的至少一个。
[0108]如参照图2和图3所描述的信号处理器125可包括控制器130，控制器130根据MRI设备110的托架112的水平位置来控制被输入到电声换能器120的电流。信号处理器125除了包括控制器130之外，还可包括存储器131、检测器132和滤波器133，并且还可包括除了图3中描述的元件之外的其他元件。
[0109]存储器131存储用于控制MRI设备110或电声换能器120的各种信息。例如，存储器131可存储与MRI设备110的磁场的强度有关的信息、与磁感线的方向有关的信息以及与电声换能器120的线圈和振动板的物理特性有关的信息。
[0110]根据示例性实施例，存储器131可存储与输入电流的根据电声换能器120的水平位置的强度有关的信息。即，在示例性实施例中，控制器130可使用在存储器131中存储的信息，以控制输入电流的强度。
[0111]更具体地说，MRI设备110的磁场的强度根据在孔111中或者在孔111之外测量磁场的位置而改变(这将参照图6A至图6D更加具体地描述)。因此，影响电声换能器120的磁场的强度根据电声换能器120在孔111中的位置而改变。结果，由电声换能器120产生的声信号的强度改变。该强度的改变可能导致这样的问题:恒定强度的声信号可能难以被发送给用户。
[0112]因此，存储器131可存储与磁场的强度有关的信息并且可预先存储与输入电流的强度有关的信息，其中，磁场的强度在磁场的任意位置变化，电声换能器120需要与输入电流的强度有关的信息来产生恒定强度的声信号，而不管磁场的强度变化(即，水平位置的变化)如何。
[0113]当托架112已经移动到孔111中的预定位置的信息被水平位置检测器138获得时，控制器130通过利用预先存储在存储器131中的输入电流的强度和水平位置的信息来控制电流控制器139。即，尽管磁场的强度根据电声换能器120的位置改变而变化，但是存储器131可预先存储用于将恒定的声信号提供给用户的信息。
[0114]存储器131可将与输入电流的根据水平位置的强度有关的信息存储到表格或列表中。例如，在对电声换能器120能够移动到多个区段中的水平位置进行划分之后，存储器131可通过将输入电流的强度与每个区段匹配来存储输入电流的强度。另外，在存储电声换能器120的水平位置与电流的强度之间的关系表达式之后，当从水平位置检测器138输入电声换能器120的水平位置时，存储器131可通过使用存储的关系表达式将输入电流的强度发送到电流控制器139。
[0115]检测器132检测MRI设备110的磁场的强度。检测器132可检测在孔111内部或者外部的预定位置的磁场的强度。换句话说，检测器132可根据电声换能器120的水平位置的运动来检测在磁场内部的预定位置的磁场的强度。例如，检测器132可检测在患者113所在的托架112的头部96 (S卩，在患者113的头部所在的预定位置)的磁场的强度。
[0116]检测器132可将与检测到的磁场的强度有关的信息发送给电流控制器139，且如上所述，电流控制器139可在磁场的强度被检测为低于临界值时阻止电流被输入到电声换能器120。
[0117]检测器132可以以各种方式检测磁场的强度。例如，当存储器131预先存储与磁场的根据电声换能器120的水平位置的强度有关的信息时，检测器132可从存储器131获得与磁场有关的强度。检测器132可通过电磁感应方法来检测磁共振现象，或者可经由通过光学地泵浦碱金属的低压流所产生的光的强度来测量磁共振现象。
[0118]除了直接测量磁场的强度以外，检测器132可通过使用在存储器131中预先存储的数据来获得与磁场有关的强度。即，当存储器131预先存储磁场的根据电声换能器120的水平位置的强度的值时，检测器132可从存储的数据获得与磁场的根据电声换能器120沿水平方向的移动距离的强度有关的信息。
[0119]滤波器133防止MRI设备110的RF信号与电声换能器120之间的干扰。即，滤波器133防止电声换能器120的共振频率与MRI设备110的RF信号的频率之间的干涉现象的出现。滤波器133可以电连接到电声换能器120的线圈，并且可包括RLC电路或者RC电路。滤波器133可保护电声换能器120和信号处理器125免受由于RF线圈中产生的RF信号和在梯度线圈中产生的磁场的变化而造成的影响。
[0120]信号处理器125可通过经由有线或者无线方式连接到电声换能器120来控制用于将声音输出到患者113的各种过程。
[0121]如图3中所示，声输出装置126包括电声换能器120和信号处理器125。即，根据示例性实施例的声输出装置126包括电声换能器120和信号处理器125，电声换能器120产生声信号，信号处理器125控制被输入到电声换能器120中的电流。
[0122]可以以各种方式来构造声输出装置126，以产生声信号并将该声信号发送给患者113。根据示例性实施例，声输出装置126可包括头戴式耳机或者耳塞。
[0123]信号处理器125可以是布置在声输出装置126外部的单独兀件。根据不例性实施例，信号处理器125可以是布置在距离声输出装置126预定距离处的外部安装装置，并且可以经由有线或者无线方式连接到声输出装置126。
[0124]图4A、图4B、图4C和图4D示出了根据示例性实施例的电声换能器的定位。
[0125]图4A是用于解释螺线管线圈和安培定则的附图。如在图4A中所描述的，当电流流经螺线管线圈时，磁场形成在螺线管线圈附近，磁感线的方向处于螺线管线圈的中心轴线的方向(沿着根据安培定则(右手螺旋定则)的方向)。螺线管线圈可被当做是通过从其流过的电流而产生磁场的磁体。
[0126]图4B示出了通过定位在孔111中而使用MRI设备110的磁体的磁场的电声换能器120。在图4B中，由MRI设备110的磁体产生的磁场由箭头30示出。图4B示出了具有足够长度的理想磁体。因此，在图4B中，孔111中的磁场是均匀的。然而，实际上，在孔111中的各个位置处磁场不会完全均匀。
[0127]在图4B中，如果电声换能器120的线圈是螺线管线圈，则当电流流过该线圈时，沿电声换能器120的中心轴线方向产生磁场。由电声换能器120的线圈产生的磁场的方向根据流过线圈的电流的方向而改变。电声换能器120可被当作是根据流过在磁场分布的区域内的线圈的电流而产生磁场的磁体。因此,只要由MRI设备110的磁体产生的磁场到达电声换能器120，则电声换能器120可通过定位在该磁体的附近而工作。
[0128]因此，在电声换能器120与MRI设备110的磁体之间根据流经所述线圈的电流的方向产生吸引力或者排斥力。即，当电流流经该线圈时，电声换能器120根据流经线圈的电流的方向产生与孔111的磁体相互作用的力，进而电声换能器120振动。
[0129]图4C和图4D是示出根据示例性实施例的电声换能器120在孔111中的位置和方向。在图4C和图4D中，电声换能器120包括:线圈122，电流流过线圈122 ;振动板121，根据与孔111的磁体相互作用的力而振动。
[0130]根据图4C，可以定位电声换能器120，以使振动板121的振动方向28 (S卩，沿着图4C中的左方向和右方向)与磁感线的方向30彼此平行。即，可将电声换能器120定位成使得由流过线圈122的电流产生的磁场的方向与由磁体产生的磁场的方向彼此平行。
[0131]尽管在电声换能器120的振动方向与由MRI设备110的磁体产生的磁场方向彼此平行时产生如上所述的声信号，但是这两个方向不限于彼此平行。换句话说，只要上面描述的两个方向彼此不垂直，电声换能器120就可通过由于与磁体相互作用的力而引起的振动来产生声信号。即，电声换能器120可以被定位成使得其振动方向与磁场方向不垂直。
[0132]根据图4D，电声换能器120可以被定位成使得由线圈122形成的中心轴线123与磁通聚集的方向30彼此平行。S卩，电声换能器120可以被定位成使得由流过线圈122的电流产生的磁场的方向与磁体的磁场方向彼此平行。然而，不例性实施例不限于电声换能器120的磁场的方向和MRI设备110的磁体的磁场的方向彼此平行的情况。即，电声换能器120可通过被定位成使得电声换能器120的磁场方向与MRI设备110的磁体的磁场的方向彼此不垂直，来产生声信号。
[0133]参照图4A、图4B、图4C和图4D所描述的，电声换能器120可通过被定位在孔111中来根据与MRI设备110相互作用的力振动，从而产生声信号。在图4B、图4C和图4D中，描述被定位在孔111中的电声换能器120的情况。然而，上面的描述可以与在电声换能器120被定位在孔111的外部且MRI磁体的磁场被分布时相同。
[0134]S卩，当电声换能器120被定位在孔111的外部时，在电声换能器120与MRI设备110的磁体之间产生吸引力或排斥力，振动板121根据相互作用力而振动。换句话说，尽管相互作用力的强度可改变，但是振动板121仍然可振动。
[0135]图5A和5B是根据示例性实施例的电声换能器120和MRI设备110的透视图。在图5A中，MRI设备110的磁体是超导磁体，在图5B中，MRI设备110的磁体是永磁体。图5B的磁体可以是敞开类型的。
[0136]根据图5A，电声换能器120可以位于孔111的外部或者内部，如参照图4B、图4C和图4D所描述的，因此将省略重复的描述。图5B中的电声换能器120可以位于MRI设备110的桶架内。即，在也被称为敞开类型的永磁体MRI设备110中，电声换能器120可以位于由上磁体151和下磁体152形成的磁场中。
[0137]图5B中的电声换能器120可被定位成使得振动板121的振动方向26 (B卩，图5B的向上方向和向下方向)与由上磁体151和下磁体152形成的磁感线的方向30平行。电声换能器120可被定位成使得线圈122的中心轴线123与由上磁体151和下磁体152形成的磁感线的方向平行。因此，图5B中的电声换能器120通过沿磁感线的方向竖直地振动来产生声信号。图5A中的电声换能器120可被定位成使得磁感线的方向与振动方向不垂直。
[0138]图6A、图6B、图6C和图6D示出了根据示例性实施例的根据电声换能器120的水平位置而对被输入到电声换能器120的电流的强度进行的控制。
[0139]图6A示出了孔111内部和外部的磁场的强度。图6B到图6D示出了在电声换能器120设置在头戴式耳机上时的托架112的运动。
[0140]更具体地说，在图6B中，患者113的头部被定位在孔111的中央部分620，在图6C中，患者113的腰部被定位在孔111的中央部分620上，在图6D中，患者113的膝盖被定位在孔111的中央部分620。S卩，在附图6B到附图6D中，将托架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，将描述根据示例性实施例的根据如图6B到图6D中所描述的电声换能器120的水平位置对被输入到电声换能器120的电流的强度进行的控制。
[0142]在图6A中，由孔111的磁体产生的磁场的强度根据孔111的内部和外部的位置而改变。图6A中描述的曲线610示出了磁场的强度的变化。在图6A中，当从孔111的入口618起沿着右手方向运动时，首先，区域Illb是磁感线最密集地聚集的区域(即，在该区域中，磁场强度最强)。另外，具有相对均匀强度的磁场形成在区域Illb中。
[0143]接下来，当在孔111中从区域Illb朝着区域Illc移动时，磁场的强度减小。即，与理论上的磁体不同，真实的磁体具有固定的长度。因此，孔111中的磁场的强度在孔111的端部附近较弱。然而，如图6A中所描述的，孔111可包括预定区域(在区域IllC与区域Illd之间)，在该预定区域中，磁场的强度靠近磁体的端部时增加。
[0144]最后，在孔111的外部的区域Illd中由磁体形成的磁场强度比在孔111内由磁体形成的磁场强度低，强度沿着远离孔111的磁体的方向变得更低。因此，在距离孔111的磁体预定距离的地方，可以检测到强度不足以用于电声换能器120的磁场。
[0145]在图6B中，当托架112移动从而患者113的头部位于孔111的中央部分620时，电声换能器120位于孔111的区域Illb中。S卩，电声换能器120可以位于磁场强度在孔111内最强的位置。控制器130可通过利用区域Illb的磁场强度来控制输入电流的强度，从而从电声换能器120产生的声信号具有预定强度(不太大或者太弱)。控制器130可通过利用预先存储在存储器131中的区域Illb中的磁场强度来控制输入电流的强度。如上面参照图2所描述的，存储器131可预先存储与实验地获得的磁场强度和输入电流的强度有关的信息。
[0146]在图6C中，当托架112运动以使患者113的腰部位于孔111的中央部分620时，电声换能器120位于孔111的区域Illc中。S卩，MRI设备110的电声换能器120在孔111内移动得比图6B中示出的位置更远。随着电声换能器120移动，在电声换能器120所在的点(例如，图6A中的区域Illc)的磁场强度改变。因此，控制器130可控制输入电流的强度，以使电声换能器120产生强度与在图6B中的位置产生的声信号的强度相同的声信号。
[0147]例如，如参照图6A所描述的，因为磁场强度根据在孔111内的位置而改变，所以在图6C的位置中的电声换能器120以比图6B的位置更小的程度受到磁场强度的影响。因此，控制器130可控制增加输入电流，从而尽管外部磁场强度改变，但是仍产生恒定强度的声信号。
[0148]在图6D中，当托架112移动以使患者113的膝盖位于孔111的中央部分620时，电声换能器120位于孔111的外部的区域Illd中。控制器130可控制输入到电声换能器120的电流随着电声换能器120移动远离图6C中示出的位置而增加。即，控制器130可根据电声换能器120所在的区域Illd中的磁场强度来控制输入电流的强度。
[0149]在图6B到图6D中，针对患者的多个区域顺序地描述成像过程，但是示例性实施例不限于此。患者113的成像序列不限于头部-腰部-膝盖的顺序。每当电声换能器120的水平位置改变时，控制器130可通过利用与如下所述的关系有关的信息控制输入电流的强度，所述关系是预先存储的输入电流的强度与水平位置之间的关系。
[0150]上面参照图6B到图6D做出的与电声换能器120有关的相同描述可被应用到包括参照图3描述的电声换能器120 (或者包括电声换能器120和控制器130)的声输出装置126。
[0151]根据示例性实施例，控制器130可通过检测托架112进入到磁场中的运动距离来控制输入到电声换能器120的电流的强度。即，控制器130可利用托架112的运动距离，以检测电声换能器120的水平位置。
[0152]另外，作为另一示例，控制器130可通过利用由处于预定位置的检测器132检测到的磁场强度来检测电声换能器120的水平位置。即，当检测器132设置在声输出装置126中时，检测器132可检测到磁场的根据托架112的运动而变化的强度。因此，控制器130可通过响应于变化的磁场的强度控制被输入到电声换能器120中的电流的强度，来控制声信号的强度。
[0153]根据示例性实施例，如参照图2所描述的，控制器130可通过控制输入电流的强度来阻挡输入电流。即，控制器130可通过阻止电流输入到电声换能器120来控制电声换能器120不产生声信号。根据例性实施例，由于电声换能器120根据电声换能器120周围的磁场而工作，所以电声换能器120的耐久性可得到改善。
[0154]S卩，托架112可以移动到处于水平位置的电声换能器120的磁场强度不足以使电声换能器120产生声信号的位置。当电声换能器120的水平位置在预先确定的水平位置的范围(足以产生声信号的水平位置的范围)之外时，控制器130可阻止电流输入到电声换能器 120。
[0155]控制器130可不仅仅基于电声换能器120的水平位置阻止输入电流，还可基于低于临界值的磁场强度来阻止输入电流。即，当检测器132与电声换能器120 —起设置在诸如头戴式耳机的声输出装置126上时，如果在头戴式耳机的位置检测到的磁场强度下降到临界值之下时，则控制器130可阻止输入电流。根据示例性实施例，当头戴式耳机没有被患者113戴上而是被保持在分开的位置时，控制器130可基于磁场强度阻止输入电流，从而增加电声换能器120的耐久性。
[0156]图7A和图7B示出了根据示例性实施例的声输出装置710。
[0157]在图7A中，电声换能器120设置在作为声输出装置710的头戴式耳机中。如在图7A中所描述的，电声换能器120可通过利用沿MRI设备110的竖直方向708产生的磁场来产生声信号。S卩，声输出装置710可包括电声换能器120，电声换能器120被定位成使得振动板121的振动方向706或者线圈122的中心轴线123的方向与MRI设备110的磁场方向不垂直。声输出装置710可包括根据电声换能器120在孔111中的水平位置控制输入电流的强度的控制器130。然而，示例性实施例不限于此，S卩，控制器130可以是定位在声输出装置710外部的单独元件。
[0158]图7B示出了声输出装置710，在声输出装置710中，根据示例性实施例，电声换能器120的振动板121沿着与磁场方向708垂直的方向712振动。在图7A中，声输出装置710的振动板121上下振动，在声输出装置710中产生的声信号(声波)通过被声输出装置710的侧表面反射而被发送到患者113。
[0159]然而，在图7B的声输出装置710中，振动板121左右横向振动。即，根据示例性实施例，在图7B中描绘的声输出装置710可包括与振动板121组合的方向转换单元720，以使振动板121沿着与由线圈122产生的磁场的方向(B卩，MRI设备110的磁场方向)垂直的方向振动。
[0160]根据示例性实施例，从声输出装置710产生的声信号没有由于反射而发送，而是直接被发送到患者113。因此，声信号可具有更好的声音品质。
[0161]图8A、图8B和图8C示出了根据示例性实施例的电声换能器120的定位。图8A示出了根据示例性实施例的安装在头部RF线圈810上的电声换能器120。图8B和图8C分别示出了根据示例性实施例的位于托架112的头部96上的电声换能器120。
[0162]在图8A中，电声换能器120可位于诸如在头部RF线圈810的内侧壁81 la、外侧壁811c和端部表面811b的各个位置。如上所述，电声换能器120可被定位成使得振动板121的振动方向或者线圈122的中心轴线123的方向与MRI设备110的磁场方向不垂直。
[0163]设置在头部RF线圈810的各个位置上的电声换能器120可通过使用方向转换单元720来控制将声信号发送给患者113的方向，如参照图7B所描述的。
[0164]在图8B和图8C中，电声换能器120可以位于患者113所在的托架112的头部96中。即，电声换能器120可以设置在靠近患者113的头部的预定位置(即，在头部96)，从而声信号被有效地发送到躺在托架112上的患者113。
[0165]如图8B中所描述的，电声换能器120可以位于托架112的两侧821a上或者位于托架112的上侧821b上。另外，如在图8C中所描述的，电声换能器120可通过位于托架112的头部96的一侧831上而产生将要被发送给患者113的声信号。
[0166]在图8A到图8C中，示出了电声换能器120的位置的示例。然而，MRI声学系统100可包括位于各个位置上的电声换能器120，电声换能器120通过与位置无关的各种方法以及上面描述和描绘的方法来操作。
[0167]图9A和图9B示出了根据示例性实施例的包括屏蔽线圈900的电声换能器120的结构。图9A和图9B中描绘的电声换能器120包括:MRI设备110的磁体；线圈122，产生吸引力或排斥力的电流流过线圈122 ;振动板121，与线圈122结合，以根据与MRI设备110相互作用的力振动；屏蔽线圈900，屏蔽由线圈122产生的磁场。
[0168]尽管在图9A和图9B中没有示出，但是根据示例性实施例的电声换能器120还可包括一些元件，诸如支持线圈122和振动板121的竖直运动的阻尼器、与线圈122结合的线圈架以及将线圈122连接到电信号输入端子的引线。
[0169]以下，将详细描述在图9A和图9B中描绘的屏蔽线圈900。如参照图4A、图4B、图4C和图4D所描述的，当电流流经电声换能器120的线圈122时，产生磁场。由流经电声换能器120的线圈122的电流产生的磁场(与孔111中的磁场不同)聚集在线圈122的中央部分。由流经线圈122的电流产生的磁场小于MRI设备110的孔111的磁场，但是可影响MRI设备110的用于获得MRI图像的主磁场。因此，需要抵消或者最小化由在线圈122中流动的电流产生的磁场。
[0170]图9A和图9B中示出的屏蔽线圈900的中心轴线与线圈122的中心轴线123相同，并且屏蔽线圈900可位于线圈122的内部或者外部。在图9A中，作为示例，屏蔽线圈900位于线圈122的外部，在图9B中，屏蔽线圈900位于线圈122的内部。在图9A和图9B中，线圈122的粗细和屏蔽线圈900的粗细彼此不同，以便于解释和理解。然而，线圈122的粗细和屏蔽线圈900的粗细可以相同或者不同。
[0171]流经屏蔽线圈900电流(以下称为第二电流)的方向与流经线圈122的电流(以下称为第一电流)的方向彼此相反。即，由屏蔽线圈900产生的磁场的方向(根据安培定则(右手螺旋定则)的方向)与线圈122产生的磁场的方向相反，因此，聚集在线圈122的中心部分的磁场可以通过由屏蔽线圈900产生的磁场来抵消。
[0172]根据示例性实施例，可通过控制器130来控制第一电流的强度和第二电流的强度。即，当控制被输入到电声换能器120的电流的强度时，控制器130可将第一电流的强度控制成与第二电流的强度不同。
[0173]更具体地说，图9A中描绘的屏蔽线圈900的长度大于线圈122，因此，如果第一电流的强度与第二电流的强度相等，则由屏蔽线圈900产生的磁场的强度大于由线圈122产生的磁场的强度。因此，控制器130可将流经屏蔽线圈900的第二电流的强度控制成小于流经线圈122的第一电流的强度，从而由屏蔽线圈900产生的磁场的强度与由线圈122产生的磁场的强度相等。
[0174]相反，在图9B中描绘的屏蔽线圈900的长度小于线圈122的长度。因此，控制器130可通过控制被输入到电声换能器120的电流的强度，来将流经线圈122的第一电流的强度控制成小于流经屏蔽线圈900的第二电流的强度。
[0175]通过控制线圈122和屏蔽线圈900的匝数可以抵消或者最小化由线圈122产生的磁场。即，例如，在图9A中，由线圈122产生的磁场的强度可以通过以比线圈900的匝数大的匝数来缠绕线圈122而增加。按照这种方式，可通过控制屏蔽线圈900的匝数和线圈122的匝数来抵消磁场。
[0176]图1OA和图1OB示出了根据示例性实施例的包括固定单元1010和1020的电声换能器120。在图1OA和图1OB中，屏蔽线圈900连接到固定单元1010和1020。
[0177]在图1OA和图1OB中描绘的固定单元1010和固定单元1020通过连接到屏蔽线圈900而固定屏蔽线圈900。即，固定单元1010和固定单元1020可固定屏蔽线圈900，从而屏蔽线圈900不会因为与MRI设备110的磁体的吸引力或者排斥力而运动。如果屏蔽线圈900不固定，则屏蔽线圈900可通过与MRI设备110的磁体相互作用的力而运动，因此，噪声可被包括在由与振动板121结合的线圈122产生的声信号中。尽管在图1OA和图1OB中没有示出，但是固定单元1010和固定单元1020可通过与电声换能器120的框架结合来固定屏蔽线圈900。
[0178]图1OA中描绘的固定单元1010可通过与位于线圈122的外部的屏蔽线圈900结合来固定屏蔽线圈900。相反，图1OB中描绘的固定单元1020通过与位于线圈122的内部的屏蔽线圈900结合来固定屏蔽线圈900。在图1OA和图1OB中示出的固定单元1010和固定单元1020仅仅是用于固定屏蔽线圈900的示例，因此屏蔽线圈900可以通过各种方法(例如，通过使用诸如弹簧的弹性构件)固定在电声换能器120的框架上。
[0179]图11是根据示例性实施例的盒型电声换能器1100的结构的透视图。在图11中，电声换能器1100是与上面描述的电声换能器120不同的类型。
[0180]电声换能器1100可包括:振动单元1110，根据由MRI设备110形成的洛伦兹力振动；支撑单元1130，固定振动单元1110的两个边缘；线圈，经受洛伦兹力的电流流经该线圈。图11中描绘的电声换能器1100的结构是示例，因此,包括振动单元1110、支撑单元1130和线圈的电声换能器1100还可包括除了图11中描绘的结构之外的结构。
[0181]在图11中描绘的电声换能器1100中流动的电流流经的线圈可包括设置在振动单元1110上的至少一个第一线圈部分1120以及固定在支撑单元1130上的至少一个第二线圈部分1140。S卩，当电流通过图11中描绘的输入端子1150输入时，电流可流经振动单元1110上的第一线圈部分，并且可流经在振动单元1110的一个端部固定在支撑单元1130上的第二线圈部分1140。接下来，流经固定在支撑单元1130上的第二线圈部分1140的电流沿着电声换能器1100的下端表面流动，并且可在振动单元1110的另一端再次流过第一线圈部分1120。
[0182]另外，根据图11中描绘的电声换能器1100,从位于电声换能器1100的上表面的第一线圈部分1120流过的电流与从位于电声换能器1100的下表面的第一线圈部分1120的电流沿彼此相反的方向流动。即，由于电流连续地流过第一线圈部分1120和第二线圈部分1140，所以在振动单元1110中流动的电流的方向与在支撑单元1130的下端表面中流动的电流的方向彼此相反。根据上面描述的结构，在理想的螺线管线圈外部的磁场是0，因此可以最小化在图11中描绘的电声换能器1100的外部产生的磁场。
[0183]在根据示例性实施例的电声换能器1100的结构中，通过流过电声换能器1100的电流产生的磁场对于MRI设备110的磁场的影响可被最小化。
[0184]电声换能器1100的振动单元1110可以以各种方式实现。S卩，振动单元1110可包括薄膜类型的振动板或者弹性构件振动板。另外，可以以可根据洛伦兹力振动的各种构造来实现振动单元1110。
[0185]当根据示例性实施例的电声换能器1100工作时，振动单元1110和第一线圈1120根据洛伦兹力而振动，但是第二线圈1140固定在支撑单元1130上。因此，电声换能器1100的第一线圈部分1120和第二线圈部分1140可以被单独地附着到振动单元1110和支撑单元1130或者形成在振动单元1110和支撑单元1130上。S卩，第一线圈部分1120和第二线圈部分1140中的每个在被形成为单独的部件之后可以被结合。
[0186]例如，预先设置在振动单元110上的第一线圈部分1120和固定在支撑单元1130上的第二线圈部分1140可以通过现有技术中的公知的合适的技术(诸如对振动单元1110和支撑单元1130的粘合或者组装)来连接。因此，结合的第一线圈部分1120和第二线圈部分1140可形成围绕电声换能器1100的振动单元1110和支撑单元1130的线圈。
[0187]然而，可通过将单个线圈沿着预先结合的支撑单元1130和振动单元1110的表面设置来形成电声换能器1100。S卩，在第一线圈部分1120和第二线圈部分1140单独地形成之后，电声换能器1100的线圈不被结合，但是在预先形成的线圈中，分别连接到振动单元1110和支撑单元1130的部件可以是第一线圈部分1120和第二线圈部分1140。
[0188]以下，将描述根据洛伦兹力来操作图11中描绘的电声换能器1100的过程。根据弗莱明左手定则，在磁场中流动的电流受到洛伦兹力，洛伦兹力的方向垂直于磁场方向。
[0189]在图11中，磁场的方向由“B”表示，电流的方向由“I”表示。当电流沿着由“I”表示的方向流动时，使用MRI设备110的磁场的电声换能器1100受到沿着向上方向的洛伦兹力(由“F”表示)，洛伦兹力垂直于振动单元1110。振动单元1110根据洛伦兹力振动，通过振动单元1110的振动产生的声波可产生声信号。
[0190]振动单元1110可由非磁性材料形成。根据示例性实施例，振动单元1110可由影响低于临界值的MRI设备110的磁场的顺磁体材料或者低磁材料形成。
[0191]当交流(AC)电被输入到电声换能器1100时，由于磁场方向保持不变，所以振动单元1110受到的洛伦兹力的方向随变化的电流的方向一起变化。即，当电流沿着图11中描绘的方向流动时，与振动单元1110垂直的洛伦兹力的方向向上。然而，当电流沿着反方向流动时，洛伦兹力的方向向下并与振动单元1110垂直。振动单元1110根据洛伦兹力而振动并且可产生声信号。
[0192]如上所述，根据示例性实施例的图11中描绘的电声换能器1100可被定位成使得振动单元1110平行于MRI设备110的磁体的方向，流经设置在振动单元1110上的第一线圈部分1120的电流与磁场的方向垂直。即，电声换能器1100可沿着流经第一线圈部分1120的电流经受由MRI设备110的磁场产生的洛伦兹力的方向定位。
[0193]电声换能器1100在电流的方向与磁场的方向垂直时受到洛伦兹力最大。然而，由根据当前的发明的所述两个方向形成的角度不限于90°。即，当电流的方向与磁场的方向之间的角度不是0°或180°时，从MRI设备110的磁场传递到电声换能器1100的洛伦兹力产生。因此，电声换能器1100可被定位成使得电流的方向与磁场的方向彼此不平行。
[0194]电声换能器1100的支撑单元1130可包括至少一个孔径1160。形成在支撑单元1130中的孔径1160可形成这样的路径，电声换能器1100中的空气在振动单元1110振动时流通经过该路径。在图11中，孔径1160以矩形形状形成在支撑单元1130的底部中。然而，根据示例性实施例的孔径1160的形状和位置不限于此。即，孔径1160可具有各种形状，并且可不仅仅形成在支撑单元1130的底部中，而且还可形成在支撑单元1130的侧壁(即，支撑单元1130的不形成线圈的侧壁)中。
[0195]根据上面描述的示例性实施例,包括振动单元1110和支撑单元1130的电声换能器1100可根据在电流流经线圈1120时产生的洛伦兹力而振动，因此可产生声学信号。上面描述的电声换能器1100是为了方便解释而选择的一种情况，因此，振动单元1110、支撑单元1130和线圈可以是各种类型。
[0196]图12A是示出根据示例性实施例的电声换能器1200的结构的侧视图。在图12A中描述的电声换能器1200是参照图11描述的电声换能器1100的侧视图，因此省略重复的描述。
[0197]如图12A所述，电声换能器1200包括形成在振动单元1210上的第一线圈部分1120。第一线圈部分1120被布置在振动单元1210上，根据洛伦兹力与振动单元1210 —起振动，并且与第二线圈部分1140相结合，从而产生洛伦兹力的电流流过第一线圈部分1120。
[0198]根据示例性实施例的第一线圈部分1120可包括通过在绝缘膜上印刷预定图案经由镀金形成的薄膜线圈，或者通过蚀刻被结合到绝缘膜上的铜箔形成的薄膜线圈。
[0199]当第一线圈部分1120和第二线圈部分1140被形成为一个线圈并被固定在振动单元1210和支撑单元1130上时，第二线圈部分1140可包括如同第一线圈部分1120那样的薄膜线圈。然而，当第一线圈部分1120和第二线圈部分1140单独地形成并且彼此结合时，第二线圈部分1140可通过与第一线圈部分1120的工艺不同的工艺形成，并且可设置在支撑单元130上。
[0200]图12B是示出根据示例性实施例的电声换能器1200的结构的侧视图。与图12A中描绘的电声换能器1100不同，图12B中描绘的电声换能器1200可包括两个振动单元，即，彼此平行设置的第一振动单元1210和第二振动单元1220。图12B中描绘的电声换能器1200的第一振动单元1210和第二振动单元1220的两个边缘分别与支撑单元1130结合。
[0201]第一线圈部分1120可以分别设置在第一振动单元1210和第二振动单元1220上。对第一振动单兀1210的描述与参照图11和图12A做出的描述相同,第一线圈部分1120还可以设置在第二振动单元1220上(在电声换能器1200的面朝外部的表面上)。设置在第一振动单元1210和第二振动单元1220上的第一线圈部分1120连接到设置在支撑单元1130上的第二线圈部分1140，以在电流从其流过时受到洛伦兹力。
[0202]根据示例性实施例，在图12B中描述的电声换能器1200中，当第一振动单元1210沿着向上的方向振动时，第二振动单元1220沿着向下的方向振动，即，第一振动单元1210和第二振动单元1220可通过沿着相反的方向振动而产生具有相同相位的声信号。在根据图12B中描绘的示例性实施例的电声换能器1200中，孔径可以形成在支撑单元1130的侧表面中。
[0203]图13是示出根据示例性实施例的电声换能器1250的结构的透视图。图13中描绘的电声换能器1250包括振动单元1110、第一线圈1120和支撑单元1130。S卩，图13中描绘的电声换能器1250的结构不包括固定在支撑单元1130上的第二线圈部分1140。
[0204]电声换能器1250类似于参照图11描述的操作而操作。即，沿着第一线圈1120中的箭头所指示的方向流动的电流在沿着图13中的“B”指示的方向的磁场中受到沿着由“F”表示的方向的洛伦兹力。因此，其上设置第一线圈1120的振动单元1110被设置为根据洛伦兹力振动并产生声信号。通过将振动单元1110的至少两个边缘与支撑单元1130结合来固定振动单元1110的至少两个边缘。
[0205]第一线圈1120通过形成至少一个重复图案而设置在振动单元1110上。S卩，如图13中所描绘的，可通过形成具有矩形形状的重复图案来设置第一线圈1120。
[0206]根据示例性实施例，若干个第一线圈1120可被设置为使得各个重复图案的中心部分的位置逐渐偏向第一线圈1120的一侧。即，在作为示例的图13中，通过将第一线圈1120的与电流的方向(沿着第一线圈1120指示的箭头的方向)一致的一些部分设置在振动单元1110上，第一线圈1120可被设置为沿相同的方向受到洛伦兹力。换句话说，第一线圈1120的电流沿预定方向流过的一部分可被设置为位于振动单元1110的预定区域(例如，在中心区域)上。
[0207]第一线圈1120的除了图13中指示的部分之外的一部分，即，第一线圈1120的电流沿着不受到“F”指示的力的方向流动的一部分可位于振动单元1110的外侧区域中。因此，设置在振动单元1110的外侧区域中的第一线圈1120可以设置在振动单元1110的固定在支撑单元1130上的一部分上。图13和图14的阴影部分仅仅表示振动单元1110的没有固定到支撑单元1130上的一部分(B卩，可以振动的一部分)。结果，沿着根据振动单元1110的恒定的方向受到洛伦兹力的第一线圈可通过沿着相同方向振动产生声信号。
[0208]图14是示出根据示例性实施例的电声换能器1250的结构的透视图。图14的电声换能器1250包括多个图案。
[0209]S卩，在图14的电声换能器1250的振动单元1110中，可将第一线圈1120设置成使得图13中描绘的重复图案连续地形成。在图14中描绘的四个重复的图案中，各个重复的图案的中心的位置朝着第一线圈1120的一侧偏置。
[0210]S卩，第一线圈1120可以被设置成使得第一线圈1120的电流沿箭头指示的方向流动的部分被设置成位于振动单元1110的没有被固定的区域上，第一线圈1120的电流沿除了箭头指示的方向之外的方向流过的一部分被设置位于振动单元1110的固定在支撑单元1130的区域上。根据示例性实施例，通过被定位于第一线圈1120的电流沿恒定方向流动的部分上，电声换能器1250的振动单兀1110可通过沿相同方向振动而产生声信号。
[0211]图15A和图15B示出了根据示例性实施例的电声换能器1280的结构。图15中描绘的电声换能器1280具有这样的结构，在该结构中，振动单元1110包括振动板，连接单元1125将振动单元1110连接到支撑单元1130。
[0212]图15A是根据示例性实施例的电声换能器1280的俯视图，阴影区域表示振动单元1110与支撑单元1130分隔的区域。即，振动单元1110包括由弹性构件形成的振动板，并通过与柔性连接单元1125结合而连接到支撑单元1130。图15B是根据示例性实施例的电声换能器1280的侧视图，并示出了通过连接单元1125将振动单元1110连接到支撑单元1130的构造。在图15B中，第一线圈1120设置在振动单元1110的下表面1132上或者被设置为接近振动单元1110的下表面1132。然而，第一线圈1120的位置不限于此。
[0213]在图15A和图15B中描绘的电声换能器1280中，电声换能器1280被定位在磁场中，当电流流过第一线圈1120时，沿着由“F”指示的方向受到洛伦兹力。因此，在振动单元Ilio被连接到连接单元1125时，振动单元1110振动，因此，振动单元1110可产生声信号。
[0214]图16A和图16B示出了根据示例性实施例的盒式电声换能器1100在MRI设备110的孔111中的定位。图16A是孔111的侧视图，图16B是孔111的主视图或者后视图。
[0215]在图16A中，电声换能器1100可被定位成使得由MRI设备110的磁体产生的磁场的方向30与电流的方向彼此不平行。S卩，如图16A中所描绘的，电声换能器1100可被定位在孔111的一侧，从而磁场的方向与电流的方向彼此不平行。即，由所述两个方向形成的角度可以大于0°且小于90°。
[0216]在图16A中描绘的两个电声换能器1100中，灰色区域指示被定位成使得振动单元1110面向孔111的内侧的电声换能器1100。
[0217]在图16B中，电声换能器1100通过被定位在孔111的上部区域和两侧区域中而产生声信号。S卩，为了将声信号发送给位于托架112上的患者113,电声换能器1100可被定位成使得振动单元1110沿着朝向患者113的方向振动。如图16A中所示，电声换能器1100可在磁场的方向与电流的方向彼此不平行时产生声信号。当电声换能器1100被定位成使得所述两个方向彼此垂直时，声信号的产生可以是非常有效的.[0218]图17是根据示例性实施例的声输出装置1190中的电声换能器1100的安装的附图。在图17中，电声换能器1100可以被安装在声输出装置1190上，从而在位于振动单元1110上的第一线圈1120中流动的电流的方向与磁场的方向30不平行。
[0219]根据示例性实施例，电声换能器1100可以安装在诸如头戴式耳机的声输出装置1190上，从电声换能器1100产生的声信号可以直接被发送到患者113。
[0220]图18A是示出根据示例性实施例的电声换能器1100在头部RF线圈810上的定位的透视图。如图18A中所描绘的，根据示例性实施例的电声换能器1100可以定位在头部RF线圈810的内侧表面812上或者外侧表面814上。当电声换能器1100位于头部RF线圈810的内侧表面上时，电声换能器1100可沿着朝向患者113的方向产生声信号。
[0221]暗区域是电声换能器1100的后表面。根据示例性实施例，位于头部RF线圈810中的电声换能器1100可被定位成面对图18B中描绘的患者113，另外，电声换能器1100可通过被定位成沿着与患者113相反的方向而朝着头部RF线圈810的外侧输出声信号。
[0222]图18B是示出电声换能器1100在托架112上的定位的透视图。根据示例性实施例的电声换能器1100可通过位于托架112的头部96而将声信号发送到患者113。安装在头部96上的电声换能器1100可被定位成使得电流的方向与磁场的方向不平行。
[0223]图19A、图19B和图19C示出了根据示例性实施例的电声换能器1300的图案。根据示例性实施例的电声换能器1300可分别包括振动单元1310、1320、1330以及设置在振动单元1310、1320、1330上的电流从其流过的线圈。图19A、图19B和图19C分别示出了形成在电声换能器1300的振动单元1310、1320、1330上的各种图案1311、1321、1331。振动单元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，振动单元1310、1320、1330可包括振动膜或者振动板。
[0224]在图19A、图19B和图19C中，实线表示振动单元1310、1320、1330上电流流经的线圈，虚线表示在振动单元1310、1320、1330的下表面上的电流流经的线圈。
[0225]根据示例性实施例的电声换能器1300可包括:第一线圈部分，第一线圈部分包括至少一个重复图案，相对于MRI设备110的磁场产生吸引力或者排斥力的电流流经第一线圈部分；第二线圈部分，被输入到第一线圈部分的相同的电流流经第二线圈部分。即，在图19A、图19B和图19C中，实线示出的部分可以是第一线圈部分，虚线示出的部分可以是第二线圈部分。然而，如上所述，由于第二线圈部分是被输入到第一线圈部分的相同的电流以及从第一线圈部分输出的电流流经的线圈，因此第一线圈部分和第二线圈部分不限于由如上所述的实线和虚线表示的线圈部分。
[0226]例如，被输入到第一线圈部分的电流以及从第一线圈部分输出的电流流经的第二线圈部分可不仅仅包括在图19A、图19B和图19C中的振动单元1310、1320、1330的下表面上的虚线示出的部分，而且还包括从由“ + ”表示的输入端子到至少一个重复图案的第一图案的点的实线表示的部分。例如，在图19B中，第二线圈部分可不仅仅包括由虚线示出的部分，还可包括除了线圈的螺旋图案部分之外的由实线示出的部分。第二线圈部分可包括设置在振动单元1310、1320、1330的上表面上的除了至少一个重复图案之外的所有线圈部分。
[0227]在图19A、图19B和图19C中描绘的电声换能器1300可以位于MRI设备110的磁场中，从而MRI设备110的磁场垂直于振动单元1310、1320、1330(在图19A中，竖直向上的方向)。当电流被输入到电声换能器1300的第一线圈部分时，第一线圈部分产生具有恒定方向(安培右手螺旋定则方向)的磁场。即，当电流沿着箭头指示的方向在第一线圈部分中流动时，由第一线圈部分产生的磁场的方向是垂直于振动单兀1310、1320、1330的向下的方向(沿着与MRI设备110的磁场相反的方向)。
[0228]如上所述，当AC电流被输入到电声换能器1300时，电流的方向时刻变化，相应地，振动单元1310、1320、1330产生的磁场具有与MRI设备110的磁场的方向相同或者相反的方向。因此，振动单元1310、1320、1330可通过由于MRI设备110的吸引力或者排斥力造成
的振动而产生声信号。
[0229]设置在振动单元1310、1320、1330上的第一线圈部分可通过沿预定方向连续地设置来形成至少一个图案1311、1321和1331。S卩，如图19A、图19B和图19C中所描绘的，所述线圈部分可以通过沿预定时钟方向缠绕来设置在振动单元1310、1320、1330上。因此，线圈可在电流从其流过时沿预定的方向(安培右手螺旋定则方向)产生均匀的磁场。
[0230]在图19A和图19C中，第一线圈部分在振动单元1310、1330上形成矩形图案1311和1331，在图19B中，第一线圈部分在振动单元1320上形成螺旋形图案。如上所述，第一线圈部分的至少一个重复图案可形成在振动单元1310、1320、1330上。
[0231]根据示例性实施例，电声换能器1300还可包括支撑单元(未示出)，支撑单元与振动单元1310、1320、1330的两个边缘或拐角结合，从而振动单元1310、1320、1330根据与MRI设备110的相互作用力振动。根据示例性实施例的支撑单元可以类似于参照图11描述的支撑单元1130来实现。
[0232]根据示例性实施例的MRI声学系统、电声换能器和声输出装置，通过利用MRI设备的磁场而非利用磁性材料来产生声信号，声信号可以被有效地发送到位于MRI设备的孔中的患者。
[0233]因此，可以输出宽频带中的声信号而不影响MRI设备的磁场。虽然磁场的强度由于托架的移动而改变，但是仍可以产生具有恒定幅度的声信号。
[0234]另外，由于不使用诸如磁体或者铁体的磁性材料，所以在与压电扬声器、现有技术的扬声器或者现有技术的电动扬声器相比时，MRI声学系统的制造成本可以降低。另外,通过根据MRI设备的磁场强度或者托架的位置阻止输入到电声换能器的电流，电声换能器、声输出装置和MRI声学系统的耐久性可以增加。
[0235]虽然已经示出并描述了一些示例性实施例，但是本领域技术人员将理解，在不脱离本公开精神和范围的情况下，可以对这些示例性实施例做出形式和细节上的各种改变，本公开的范围由权利要求及其等同物限定。
【权利要求】
1.一种磁共振成像声学系统，包括: 磁体； 电声换能器，电声换能器包括线圈和振动板，电流流过所述线圈，从而相对于磁体产生吸引力或者排斥力，振动板响应于所述吸引力或排斥力而振动； 控制器，根据电声换能器在由所述磁体产生的磁场中的位置来控制输入到电声换能器的电流的强度。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像声学系统，还包括:存储器，预先存储电流的根据电声换能器的位置的强度， 其中，控制器根据电声换能器的位置的改变来控制电流的强度，从而振动板振动并产生恒定强度的声信号，而不管磁场强度如何。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像声学系统，还包括检测磁场强度的检测器， 其中，当磁场强度低于特定值时，控制器阻止电流被输入到电声换能器。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像声学系统，其中，当电声换能器的位置在预定范围之外时，控制器阻止电流被输入到电声换能器。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像声学系统，还包括:滤波器，滤波器防止分别由磁共振成像设备和电声换能器产生的射频信号之间的干扰。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像声学系统，其中，电声换能器被设置为使得振动板的振动方向和磁体的磁感线的方向彼此不垂直。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像声学系统，其中，电声换能器被定位在托架的头部，患者位于托架上，以被移动到磁场中。
8.根据权利要求7所述的磁共振成像声学系统，其中，控制器根据托架进入磁共振成像设备的磁场中的移动距离来控制电流的强度。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像声学系统，其中，电声换能器安装在磁共振成像设备的头部射频线圈上。
10.根据权利要求1所述的磁共振成像声学系统，其中，电声换能器安装在头戴式耳机或者耳塞中。
11.根据权利要求1所述的磁共振成像声学系统，还包括:检测器，检测磁场的强度， 其中，控制器根据检测到的磁场的强度来控制电流的强度。
12.一种使用磁共振成像设备的磁场的声输出装置，所述声输出装置包括: 线圈，用于产生相对于磁共振成像设备的磁体的吸引力或排斥力的电流流经所述线圈； 振动板，根据所述吸引力或者排斥力振动； 控制器，根据电声换能器相对于磁场的位置来控制在线圈中流动的电流的强度。
13.根据权利要求12所述的声输出装置，还包括:存储器，预先存储电流的根据电声换能器的位置的强度值， 其中，控制器根据电声换能器的位置的改变来控制电流的强度，从而振动板振动并产生恒定强度的声信号，而不管磁场的强度如何。
14.根据权利要求12所述的声输出装置，还包括:检测器，检测磁场的强度， 其中，控制器在磁场强度低于特定值时阻止电流被输入到电声换能器。
15.根据权利要求12所述的声输出装置，其中，控制器在电声换能器的位置在预定范围之外时阻止电流被 输入到电声换能器。
【文档编号】H04R9/06GK103781000SQ201310276985
【公开日】2014年5月7日 申请日期:2013年7月3日 优先权日:2012年10月24日
【发明者】权五洙 申请人:三星电子株式会社