WO2017169132A1

WO2017169132A1 - Ｍｒｉ装置用音響発生器およびこれを備えたｍｒｉ装置

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Publication number: WO2017169132A1
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Inventors: 八尾　武
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Abstract

被検者とコミュニケーションを図るのに良好なMRI装置用の音響発生器、および該音響発生器を備えたMRI装置を提供する。そのため、MRI装置用の音響発生器は、音響用コイルと、音響用コイルを流れる電流とMRI装置が発生する撮像用磁場との相互作用により音響用コイルに発生する力に基づいて振動する振動板と、振動板を振動可能に支持する支持体と、を有し、音響用コイルを流れる電流の変化に従って音響用コイルに発生する力が変化し、振動板が力の変化に従って空気を振動させることにより、音響を発生する。

Description

ＭＲＩ装置用音響発生器およびこれを備えたＭＲＩ装置

　本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)装置、あるいは該MRI装置に用いる音響発生器に関する。

　MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮像においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。

　計測するNMR信号は非常に微弱であり、RFパルスが重畳すると画像に偽造が生じてしまう。そこで、計測は電磁気的にシールドされたシールドルーム内で行われ、撮像される被検者とシールドルームの外で操作を行う操作者とは物理的に隔絶されている。しかしながら、体の動きを止めた撮像を行う時の息止めの指示や、なんらかの不具合があった時の連絡、その他色々な必要性のために、マイクとスピーカによる通信、すなわちコミュニケーションが行われている。以下に記載の特許文献1には上記マイクとスピーカを用いたコミュニケーションのためのシステムが開示されている。

　上述したように特許文献1には、MRI装置の被検者と操作者がコミュニケーションをとるためのマイクとスピーカを用いたコミュニケーションシステムが開示されている。しかしスピーカに関する具体的な構造について何ら記載されていない。

特開2002-102203号公報

　一般的に用いられているスピーカは、ボイスコイルと振動板、永久磁石から構成され、アンプからの電流がボイスコイルに流れ、永久磁石の磁束との相間作用でボイスコイルと一体になった振動板を駆動させて音を発生させている。このような構造のスピーカを、永久磁石あるいは超電導磁石を有するMRI装置の近傍で用いるのは難しく、例えばシールドルーム内の磁場発生源から離れた位置に置く必要があり、被検者へのコミュニケーション手段として用いるのに不向きである。

　MRI装置の被検者の近傍に配置可能なスピーカとして、圧電素子を使用したスピーカが考えられている。圧電素子を利用したスピーカは電圧を圧電素子に加えた時に生じる圧電素子の機械的な変位を利用して音を発生する構造である。しかし電圧を掛けた時の圧電素子の機械的な変位量が小さく、適切な音量を得ることが難しい。このようなことから、MRI装置の被検者との間でコミュニケーションを図るための良好なスピーカが無く、不十分な状態でコミュニケーションを図る努力がなされてきた。

　本発明の目的は、MRI装置の被検者とコミュニケーションを図るのに良好なMRI装置用の音響発生器、および該音響発生器を備えたMRI装置を提供することである。

　上記課題を解決するMRI装置用音響発生器は、MRI装置が備える静磁場発生用コイルあるいは傾斜磁場発生用コイルにより作られる撮像用磁場中に、あるいは前記静磁場発生用コイルおよび前記傾斜磁場発生用コイルの両方により作られる撮像用磁場中に、前記静磁場発生用コイルや前記傾斜磁場発生用コイルとは別に設けられた音響用コイルと、前記音響用コイルを流れる電流と前記MRI装置が発生する前記撮像用磁場との作用により前記音響用コイルに発生する力に基づいて振動する振動板と、前記振動板を振動可能に支持する支持体と、を有し、前記音響用コイルを流れる前記電流は音響を発生するためにその値が変化する電流であり、前記電流の変化に従って前記音響用コイルに発生する前記力が変化し、前記振動板が前記力の変化に従って空気を振動させることにより音響を発生する、ことを特徴とする。

　本発明によれば、MRI装置の被検者とコミュニケーションを図るのに良好なMRI装置用の音響発生器、および該音響発生器を備えたMRI装置を、得ることができる。

本発明が適用されたMRI装置の一例を説明する説明図である。本発明が適用されたMRI装置用の音響発生器の一例を説明する説明図である。本発明が適用されたMRI装置用の音響発生器の動作を説明する説明図である。図3に記載のXZ平面の断面における、電流と振動板の変位の関係を説明する説明図である。図3に記載のXZ平面の断面における、電流と振動板の変位の関係を説明する説明図である。図2に記載のMRI装置用の音響発生器の他の実施形態を説明する説明図である。図2に記載のMRI装置用の音響発生器の他の実施形態を説明する説明図である。図7に記載の実施形態の動作を説明する説明図である。図2に記載のMRI装置用の音響発生器のさらに他の実施形態を説明する説明図である。図2に記載のMRI装置用の音響発生器のさらに他の実施形態を説明する説明図である。磁場の発生強度を調べるための音響用コイルの形状を説明する説明図である。図11に記載の音響用コイルが発生する磁場強度を説明する説明図である。磁場の発生強度を調べるための8の字型音響用コイル形状を説明する説明図である。図13に記載の8の字型音響用コイルが発生する磁場強度を説明する説明図である。本発明が適用された音響用コイルの導体パターンの一実施形態を示す説明図である。円筒形磁石を用いたMRI装置におけるMRI装置用の音響発生器の設置を説明する説明図である。垂直磁場型のMRI装置におけるMRI装置用の音響発生器の設置を説明する説明図である。冷却用の送風管を利用してMRI装置用の音響発生器を設置した実施形態を説明する説明図である。アクティブノイズキャンセルを実施するために円筒形磁石を用いたMRI装置にMRI装置用の音響発生器を設置した実施形態を説明する説明図である。アクティブノイズキャンセルを実施するために寝台の天板にMRI装置用の音響発生器を設置した実施形態を説明する説明図である。

　1．はじめに
　次に本発明の一実施形態について、図面を参照しながら説明する。なお参照する図面において同一符号を付した構成は略同様の作用を為し、略同様の効果を奏する。説明の重複を避けるために同一符号の構成に関する作用や効果の説明の繰り返しを省略する。また以下に記載の実施形態は、上述した発明の課題を解決し、上述した発明の効果を奏するだけでなく、上述した発明の課題以外の課題をも解決し、上述した効果以外の効果をも奏する。課題の解決や効果に付いては実施形態の説明の中で述べる。

　2．本発明が適用されたMRI装置の一例について
　本発明が適用されたMRI装置100の一実施形態について図1に基づいて説明する。
　MRI装置100は、NMR現象を利用して被検体の例えば断層画像を撮像するもので、静磁場発生装置130と、傾斜磁場発生装置132と、高周波磁場パルス(以下RFパルスと記す)を照射するRF信号照射装置140と、エコー信号であるNMR信号を受信するNMR信号受信装置150と、中央処理装置(以下CPUと記す)110を備える処理装置160と、シーケンサ120と、データの入力や撮像等に関係する色々な操作を行うための操作装置170と、音響システム200、を備える。静磁場発生装置130は、非常に強い静磁場を発生するために例えば超伝導コイルなどの静磁場発生用コイルと静磁場の均一性を向上するための磁性部材を備えているが、煩雑さを避けるために、静磁場発生用コイルと磁性部材の記載を省略している。

　被検体10の撮像などを行うための計測空間20に、被検体10の少なくとも撮像対象である部位が位置するように、寝台30に載せられた被検体10が配置される。静磁場発生装置130は計測空間20において、上述したように、極めて均一でさらに極めて強い磁場を発生する機能を有し、垂直磁場方式であれば、被検体10の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に、極めて均一な静磁場を発生させる。静磁場発生装置130は、上記静磁場を発生させるために、被検体10の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を有していて、常電導方式や超電導方式では図1に示す実施形態の説明で述べた如く、静磁場を発生するための静磁場発生用コイルを備えている。

　傾斜磁場発生装置132は、MRI装置100の座標系、例えば静止座標系、であるX軸、Y軸、Z軸の3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル134と、それぞれの傾斜磁場コイルに傾斜磁場を発生するための駆動電流を供給する傾斜磁場電源136を有している。後述するシ-ケンサ120からの命令に従って傾斜磁場電源136を動作させることにより、X軸、Y軸、Z軸の3軸方向の傾斜磁場コイル134に駆動電流が供給され、X軸、Y軸、Z軸の3軸方向の傾斜磁場Gx、Gy、Gzが発生し、被検体10の撮像対象の部位に印加される。例えば撮像時には、撮像断面であるスライス面に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体10に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号であるNMR信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

　シーケンサ120は、RFパルスと傾斜磁場パルスを、設定された撮像スケジュールに従って、ある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御を行う機能を有していて、処理装置110からの制御指令に基づいて動作し、被検体10の断層画像のデータ収集に必要な種々の制御信号を必要な装置に、例えばRF信号照射装置140や、傾斜磁場発生装置132や、NMR信号受信装置150に、送る。

　RF信号照射装置140は、被検体10の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体10にRFパルスを照射する機能を有し、例えば、高周波発振器142と変調器144と高周波増幅器146と送信コイルとして動作する送信側の高周波コイル148を備えている。高周波発振器142から出力された高周波パルスをシーケンサ120からの指令によるタイミングで変調器144により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器146で増幅した後に被検体10に近接して配置された高周波コイル148に供給することにより、RFパルスが被検体10に照射される。

　NMR信号受信装置150は、被検体10の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号であるNMR信号を検出して処理する機能を有し、受信コイルとして動作する受信側の高周波コイル152と、受信したNMR信号を増幅する信号増幅器154と、直交位相検波器156と、アナログ信号をデジタル信号に変換するA/D変換器158を、有している。送信側の高周波コイル148から照射された電磁波であるRFパルスによって誘起された被検体10の組織から、応答のNMR信号が発生し、被検体10に近接して配置された高周波コイル152によって上記NMR信号が検出され、信号増幅器154で増幅された後、シーケンサ120からの指令によるタイミングで直交位相検波器156により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器158でデジタル量に変換されて、処理装置160に送られる。

　処理装置160は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行う機能を備え、情報を記憶するための光ディスク162や磁気ディスク164等の外部記憶装置と、処理のための一時記憶を行うRAM168と、CRT等などのディスプレイ169を有している。NMR信号受信装置150で受信されて処理された処理結果が、NMR信号受信装置150から処理装置160に入力されると、処理装置160の中央処理装置110で信号処理や画像再構成等の処理が行われ、その結果である被検体10の断層画像がディスプレイ169に表示すると共に、必要に応じて外部記憶装置の光ディスク162や磁気ディスク164等に記録される。また図示しないが、印刷されたり他のシステムに送信したりすることも可能である。

　操作装置170は、MRI装置100の各種制御情報や処理装置160で行う処理の制御情報を入力する機能を有し、トラックボール又はマウスなどのポインティングデバイス174やキーボード176を有する。操作装置170はディスプレイ169に近接して配置され、操作者がディスプレイ169の表示を見ながら操作装置170を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御するための操作を行うことができる。操作装置170はこれに限られるものではなく、例えはディスプレイ169の表示面に設けられたタッチパネルを含んでいても良い。またMRI装置100の本体から離れた操作室に設けられているだけでなく、図示を省略するが、操作装置170の一部がさらにMRI装置100の本体や寝台30に設けられていて、被検体10の近くで操作者が必要な操作を行えるように構成されている。

　送信側の高周波コイル148と傾斜磁場コイル134は、被検体10が配置される静磁場発生装置130の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体10に対向して、水平磁場方式であれば被検体10を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル152は、被検体10に対向して、或いは取り囲むように設置されている。

　被検体10の撮像対象核種は、例えば臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核すなわちプロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、被検体10の、例えば頭部、あるいは腹部、あるいは四肢等の形態または、機能を、2次元もしくは3次元的に撮像してディスプレイ169に表示あるいは必要に応じで光ディスク162や磁気ディスク164に記憶され、また操作に基づいて印刷され、あるいは他の必要なシステムへ送信される。

　3．音響システム200について
　被検体10の撮像に際して、操作者と被検体10との間のコミュニケーションを図ることが必要であり、音響システム200が設けられている。さらに音響システム200は上記コミュニケーションのためだけでなく、撮像中の被検体10をリラックスさせるための音楽を流すことが可能である。さらに操作に基づいて例えば傾斜磁場コイル134が発生する騒音を低減する機能も有している。音響システム200は、音響制御回路230や操作者側のマイク210や操作者側のスピーカ220やマイク234や音響発生器250や、音響システム200に係る操作を行う音響操作装置232、を有している。

　音響システム200は、音響操作装置232を操作することにより、スピーカ220や音響発生器250の出力の調整が可能であるが、それだけでなく、中央処理装置110からの制御指令により音響制御回路230が動作して、音響発生器250から所定の音楽を所定の音量で出力したり、また傾斜磁場コイル134が発生する騒音を打ち消すための音を所定の音量と所定のタイミングで発生したりする機能を有している。

　スピーカ220は操作室(図示省略)に配置され、図示しないが、スピーカ220は一般的なスピーカの構造を有しており、例えばギャップを有する永久磁石と、該ギャップ間に配置されたボイスコイルと、該ボイスコイルの動きに応じて振動する振動板を備えている。永久磁石が発生する磁束とボイスコイルを流れる電流との相互作用により、該ボイスコイルが該電流に応じて振動し、該ボイスコイルによって振動板が振動し、該振動板から音が発生する。被検体10の側に配置されたマイク234と音響発生器250は、被検体10の近くに配置することが好ましいが、撮像などの障害とならないように計測空間20の外に配置されていてもよい。被検体10が発した音声はマイク234で電気信号に変換され、スピーカ220から出力される。一方操作者側のマイク210で操作者の音声が電気信号に変換され、増幅器240で増幅され、音響発生器250で音声に変換されて出力される。音響発生器250はスピーカ220とは異なる構成を有しており、例えば計測空間20の外を通る漏れ磁束を利用する構造と成っている。音響発生器250が計測空間20の外を通る漏れ磁束を利用することにより、音響発生器250が計測空間20の磁場を乱すことが抑制され、MRI装置100の撮像動作への悪影響、特に画質の低下に関する悪影響が抑制することができる効果がある。ただし、本発明は計測空間20の外を通る漏れ磁束を利用することに限定されるものではなく、計測空間20を通る静磁場を用いてもよい。

　4．音響システム200の音響発生器250の構成
　図2は、本発明が適用された音響発生器250の一実施形態を示す説明図である。樹脂材料で作られた薄い形状の振動板280に8の字型の音響用コイル262が設けられている。この実施形態ではMRI装置100からの磁場302が矢印で示す向きに存在するものとする。なお磁場302は煩雑さを避けるために振動板280の一部にのみ記載しているが、磁場302は振動板280の全体において、言い換えると音響用コイル262の全範囲において、ほぼ同じ強さである。

　音響用コイル262は、互いに逆方向に巻回された第1巻回回路266と第2巻回回路268を有しており、この実施形態では第1巻回回路266と第2巻回回路268は直列に接続されている。第1巻回回路266と第2巻回回路268が直列に接続されることにより、第1巻回回路266と第2巻回回路268には同じ値の電流が流れるので、制御し易い効果がある。しかし第1巻回回路266と第2巻回回路268は並列接続であっても動作する。また図2に記載の実施形態では、第1巻回回路266と第2巻回回路268はほとんど重ならないように磁場302の方向において互いにずれて配置されている。第1巻回回路266と第2巻回回路268は磁場302の方向において互い重ならないように配置されることが望ましい配置であるが、一部重なり部分があっても正常に動作する。音響用コイル262の動作原理は以下で説明するが、音響用コイル262を構成する第1巻回回路266と第2巻回回路268を、例えば振動板280の表面と裏面に分けて設けることも可能である。このような構造において、第1巻回回路266と第2巻回回路268の一部が重なっていても、あるいは第1巻回回路266と第2巻回回路268が一定の間隔をおいて、離間して配置されていても、音響発生器250として動作することができる。

　増幅器240から音を発生するための電流264が音響用コイル262に供給され、一例として音響用コイル262に沿って記載する矢印で示す方向の電流がある瞬間において流れているとする。振動板280は支持枠270にダンパー272とダンパー274によって、振動可能に支持されている。増幅器240からの電流の方向および大きさに基づいて音響用コイル262を流れる電流264が変化し、電流264と磁場302との間に生じる力の大きさと方向が電流264の変化に従って変化する。この力の変化に従って振動板280が振動し、近傍の空気を振動させることにより、増幅器240からの電流に基づく音を発生する。

　支持枠270に振動板280がダンパー272やダンパー274により支持されている。ダンパー272やダンパー274は、例えばダンパーとしての機能を有していて、振動板280を振動可能に支持しているが、さらに振動板280の振動を減衰させる機能をも有している。ダンパー272やダンパー274が上述の減衰特性を有するので、電流264と磁場302とに基づいて発生した振動板280の振動が適度に減衰し、必要以上に振動が持続するのを防止できる。このことにより振動板280の振動が電流264の電流変化に忠実に従う動きとなり、振動板280が発生する音の音質が向上する。

　この実施形態では音響発生器250の構成を簡単化するために、音を発生する作用を成す振動板280に、音を発生するための電流264を流す音響用コイル262を設けている。この構造はたいへん簡単であり、生産性に優れ、故障が生じにくい効果を有する。しかし本発明はこの構造に限定されるものではない。また音響用コイル262が8の字型の形状をしていて、以下で説明するように、振動板280の支持体272側の支持部と支持体274側の支持部で同方向の力が生じる構造となっている。このため振動板280の支持部において、ねじれが生じることが無く、振動板280の動きが電流264の変化に忠実に対応することができる。振動板280の動きが複雑になると振動板280が電流264の変化に忠実に対応することができなくなる恐れがある。この観点において、本実施形態では電流264の変化が振動板280の変位に忠実に再現されやすくなり、結果として良質の音を発生することができる。言い換えると、電流264の変化と異なる振動(つまり、音質を低下させる振動)が生じ難い構成と成っている。このように図2に記載の音響用コイル262の形状とダンパー272やダンパー274による支持位置との関係が、音質向上に適した構造であり、小音量から大音量まで比較的良質な音を再現することができる大変優れた効果を奏する。しかし本発明がこの構成に限定されるものではない。以下で説明する他の構造であっても良い。仮に音質が少し低下しても、あるいは音量の点で少し特性が劣っても、それでも従来のものより向上した特性の音響発生器250を得ることが可能である。

　4．1　音響発生器250の動作原理について
　図3と図4、図5を用いて、音響発生器250の動作原理を説明する。8の字型の音響用コイル262は、逆向きに電流が流れている2つの音響用コイルで構成されていると考えることができ、図3に記載の様に8つの電流ベクトルに分解することができる。8つの電流ベクトルを、電流2641と電流2642と電流2643と電流2644と電流2645と電流2646と電流2647と電流2648で表す。8の字を構成している平面をYZ平面、垂直の方向をX方向、「8」の字の上下方向をZ方向とする。この時、静磁場の方向と同じ方向を向く電流、すなわち、電流2642と電流2644と電流2646と電流2648には原理的にローレンツ力は働かない。一方で、静磁場方向と垂直な電流2641と電流2643と電流2645と電流2647ではローレンツ力が働き、この内電流2641と電流2647には-X方向の力が働き、また電流2643と電流2645には＋X方向の力が働く。

　図3におけるXZ平面の断面図を図4および図5に示す。図3において、振動板280が支持枠270に固定されている場合に、電流2643と電流2645は振動板280を上方向(＋X方向)に釣り上げる方向に変形させる。いま逆向きの電流が流れたとすると、図5に記載のごとく、電流2643と電流2645は下方向(-X方向)に振動板280を変形させる力を発生する。このように電流2643と電流2645はその流れの方向によって、図4あるいは図5に記載のように、振動板280をX軸方向である垂直方向に振動させる作用をする。振動板280が垂直方向に振動することにより、振動板280の近傍の空気を揺り動かされ、音響用コイル262を流れる電流264に基づく音が発生する。

　振動板280の変形の過程で振動板280はZ方向に引っ張られたり押されたりする力が働くので、その変位を許容するために、振動板280は支持枠270に対してダンパー272やダンパー274を介して支持されている。支持枠270は振動板280の一方の面を覆う構造をしている。支持枠270は振動板の外枠としての役割が第一であるが、振動板の振動はその両面に空気の揺動を引き起こし、場合によってはその回りこみは意図せぬ音の特性等を生み出す。これを回避するには図2や図4、図5に記載の様に、支持枠270が閉じた空間を形成するためのカバー271を有することが望ましい。

　上述したが振動板280を変形可能なダンパー272やダンパー274を介して支持枠270で支持することにより、振動板280の振動を速やかに減衰させる作用を為し、必要以上の振動の継続を抑制できるので、音質を向上させることができる。さらに振動板280自身が変形可能な樹脂基板で作られており、振動板280に音響用コイル262の回路パターンを形成することが可能であると共に音を発する機能をも有している。またダンパー272やダンパー274と同様、樹脂基板で作られた振動板280は適度の振動減衰特性を備えているので、必要以上に振動を継続することがなく、適度に減衰されることができるので、良好な音質を得ることができる。さらに樹脂基板であるので、MRI装置100が撮像するMRI画像への悪影響が生じ難い効果がある。

　4．2　図2に記載の実施形態の変形例について
　図2では動作原理を説明することに重点を置き、簡素化した構成の音響発生器250を説明した。上述のように音響用コイル262が設けられた基板である振動板280自身が音を発生する振動板の機能を有している。しかし、本発明はこの構造に限定されるものではない。

　図6に記載の音響発生器250は、音を発生するためのコーン316と、コーン316を振動可能に支持するダンパー312やダンパー314と、振動板280の振動をコーン316に伝達する振動伝達機構294、を有している。振動板280は音響用コイル262の回路を設けるための基板であり、あまり大きく振動させると耐久性の点で課題を生じる。このため振動板280の振動を小さくして、コーン316で大きな音を出すようにしてもよい。また例えばコーン316を振動板280より大きな形状とし、振動板280で発生した振動で、より大きな形状のコーン316を駆動することにより、より大きな音を発生することができる。このように、振動板280を駆動源とし、振動板280とは別にコーン316を設けることにより、コーン316の形状を出力しようとする音に適した形状にすることができる効果がある。なお、振動板280とコーン316の両方から音が発生すると、これらの音が互いに干渉し合う可能性がある。このため振動板280を覆うためのカバー271やカバー291を設けることが好ましい。

　4．3　音響用コイル262を1つのループ形状とした場合に付いて
　図2では8の字形状の音響用コイル262(以下8の字型音響用コイルと記す)を使用しているが、8の字型音響用コイル262の代わりに1つのループ形状の音響用コイル310を使用した実施形態を図7に記載し、その動作を、図8を用いて説明する。図7では1つのループ形状を成す音響用コイル310が振動板280に設けられている。なお1つのループ形状の意味は、音響用コイルのターン数を表しているのではなく、図7では原理を説明するために1ターンの形状を図示しているが、巻き数は何ターンであっても良い。

　音響用コイル310を流れる電流をX方向とY方向の電流ベクトルに分けると、電流3101、電流3102、電流3103、電流3104に分解して考えることができる。電流3102と電流3104は、磁場302との方向の関係で力が発生しない。一方電流3101と電流3103は磁場302と作用して力を発生する。図8は電流3101と電流3103により発生する力の方向を示している。電流3101によって＋X方向の力3201が発生し、電流3103によって-X方向の力3203が発生する。振動板280はZ軸方向の両端がダンパー272とダンパー274とにより支持されている。このため振動板280の振動が小さく、十分な音を発生できない課題がある。

　図9は振動板280を片方のダンパー274で支持した状態を示す。電流3102とダンパー274との位置関係に対して、電流3103とダンパー274との間が長くなっており、電流3103に基づいて発生する力3203により、振動板280を大きく振動させることができる。この構造により、音響を発生することができる。図9の実施形態では、振動板280の反り自身が音の発生に寄与するものではないので、振動板280を比較的固い材料で構成することができる。振動板280が常に変形する場合には、変形する振動板280の上に回路を形成する場合に、耐久性が課題となるが、この実施性では振動板280の反りすなわち周期的な形状変化を抑制することが可能となるので、音響用コイル310の耐久性の点で優れている。なお、図9の実施形態では、電流3101側で振動板280を支持しているが、電流3103側のダンパー272により振動板280を支持しても同じ作用及び効果が得られる。

　図9の他の実施形態として、振動板280の振動で直接音響を発生するのではなく、図6で説明したように振動伝達機構294を介して振動板280の振動をコーン316に伝達し、コーン316により音を発生するようにしても良い。

　図10は、Y-Z面に音響用コイルを形成した実施形態を説明する説明図である。音響用コイルを流れる電流を、電流3301と、電流3302と、電流3303と、電流3304と、電流3305と、電流3306と、電流3307と、電流3308とに、分けて説明する。図示のように電流3301と電流3305は-X方向の力を発生し、電流3303と電流3307は＋X方向の力を発生する。図示していないが電流3304と電流3308は-Y方向の力を発生し、電流3302と電流3306は＋Y方向の力を発生する。電流3301や電流3305を流す回路を固定された基板281に成形し、電流3303や電流3307を流す回路をX方向に変位が可能な振動板280に形成すると、流れる電流量や電流の極性に従って振動板280が変位し、音響が発生する。なおこの場合に、電流3304や電流3308、電流3302や電流3306を流す回路の長さ関係が変化しても良いように構成することが必要である。振動板280が振動可能となるようにこの実施形態では、振動板280をダンパー272やダンパー274で支持している。なお本実施例では、一例として電流3301と電流3305が流れる回路側を固定し、電流3303と電流3307が流れる回路側を変動可能な構造としたが、これらの関係を逆にしても良い。またY-Z面ではなく、X-Z面に振動板を配置しても良い。

　5．MRI装置100に適用する上での効果について
　MRI装置100に装着する場合に、MRI撮像に影響を与えないことが最も重要である。例えば上記実施形態は何れもMRI装置100の静磁場発生装置130が発生する静磁場を利用する。静磁場は極めて高い精度での均一性が要求され、静磁場の均一性が損なわれると撮像した画像の品質が低下する。このことから上述した音響発生器250が備える音響用コイルに電流が供給された場合の上記音響用コイルからの磁束の発生状況を計算した。

　図11は、計算に使用した音響用コイル360の形状および音響用コイル360に供給した電流値を示しており、その計算結果である音響用コイル360が発生する磁場強度と距離との関係を図12に示す。音響用コイル360は一辺が25mmの角型形状の音響用コイルであり、上述した図7に示すように1つのループ形状を成しており、巻き数は1ターンである。また音響用コイル360はY-Z面に配置されており、音響用コイル360には10Aの値の電流が供給されている。X-Z平面での磁場強度と距離との関係を図12に記載する。磁場強度4nTの範囲を明示するために磁場強度4nTの境界線350を太線で示す。この4nTの境界線350が表す音響用コイル360の中心からの距離が短いほど、MRI装置100に与える影響が少ないと見ることができる。

　図13は、図2を用いて説明した8の字型音響用コイル365を示していて、8の字型音響用コイル365は一辺が25mmの四角形の形状の互いに逆向きに巻回された音響用コイルを2個組み合わせて、互いにZ軸方向にずらせた状態で形成されている。前記Z軸方向は静磁場の方向である。図11と同様、8の字型音響用コイル365はY-Z面に配置されており、8の字型音響用コイル365には10Aの値の電流が供給されている。8の字型音響用コイル365が発生するX-Z平面での磁場強度と距離との関係を図14に記載する。図14の磁場強度と距離との関係において、磁場強度4nTの境界線350を太線で示す。

　図12のグラフに示す計算結果と図14のグラフに示す計算結果とを比較すると、図14における磁場強度4nTの範囲が非常に狭くなっている。従って8の字型音響用コイル365を使用することにより、MRI装置100への影響を大幅に低減できることが分かる。図13に示す8の字型音響用コイル365は図2でも説明したが、巻回方向が互いに逆の2つの音響用コイル備えていて、しかも2つの音響用コイルは増幅器240から供給される電流に対してそれぞれ逆極性の磁束を発生する。言い換えると8の字型音響用コイル365に供給された電流に対して、一方の音響用コイルは磁束を吹き出し、他方の音響用コイルは磁束を吸い込む状態となる。このため音響発生器250全体でみると、8の字型音響用コイル365が発生する全体の磁束は互いに相殺された状態となり、他への影響が極端に抑制される。このことから上述したMRI装置100の静磁場を利用する音響発生器250において、8の字型音響用コイル365を用いることが撮像への影響の低減の上で非常に好ましい。

　6．音響用コイルの構成およびその生産方法について
　上記各実施形態では、原理を説明するために、音響用コイルを含めた音響発生器250の構成について簡略化して記載した。特に重要構成要素である音響用コイルについて、以下でより詳細に説明する。特に8の字型音響用コイルを代表例として説明するが、他の形状の音響用コイルに付いても同様の考え方が適用可能である。8の字型音響用コイルは、記載が複雑になるのを避けるために、1巻で記載しているが、実際は増幅器に対して適切なインピーダンスを持つ複数ターンの同心円状音響用コイルであるのが望ましい。多くのオーディオ用アンプは4Ωから8Ωのインピーダンスが適切である。音響用コイルのターン数を適切に選択することにより、インピーダンスを適切な値とすることができる。

　音響用コイルを形成する方法は幾つかあるが、一例としてポリイミドフィルムの両面に銅箔を貼り付けた構造の基板からエッチングの技術により音響用コイルを形成する導体402を残し、不要な銅箔を取り除くことにより音響用コイルを形成することができる。残された導体402により音響用コイルパターンが形成される。このようにして音響用コイルパターンを形成することにより、生産性が向上し、また高い品質の確保が可能となる。

　音響用コイルパターンの一例を図15に示す。図15では両面の内、片面しか図示していないが、基本的な構造は同じである。接続端子412と接続端子414が増幅器240の出力端子に接続され、音を発生するための電流が増幅器240から接続端子412と接続端子414に供給される。

　接続端子412に供給された電流は、図15の左側のループ404を時計回りに周って内側の裏面への接続部416に到達する。ここから裏面のパターンに移り、同様に時計回りに回りながら次に裏面の右側のループに遷移する。裏面の右側のループでは反時計回りに回って、右側の裏面の接続部を通じて右側の表面の接続部418に現れる。接続部418から表面の右側のループ406に入り、右ループを反時計回りに回って、接続端子414に戻ってくる。この様にして両面プリント基板で容易に8の字型音響用コイルを作成する事が出来る。

　振動板は音響用コイルに発生する力によって運動するのであるから、軽量であればあるほど振動速度が速くなり、つまりはより大きな空気の圧力変動を引き起こす事が可能になる。一方で強度が不十分であると振動に耐え切れずに破れてしまう。こういった特性の面では、先に述べたポリイミドフィルムは適正である。

　ループ404やループ406、さらに図示しない裏面のループを有する振動板280は、図2に記載のごとく、ダンパー272やダンパー274により振動可能に支持枠270によって支持される。カバー271は振動板280の裏面により発生する音の放射を抑制する。上記音の放射を十分に抑制するためには、カバー271を形成するための樹脂の厚さを厚くすることが望ましく、さらにカバー271の内側に吸音を目的とした吸音材を設けることが望ましい。

　MRI装置100は磁場強度に応じたRF周波数の電磁波を照射して、画像を取得するものであるが、上記8の字型音響用コイルはアンテナとして作用して上記電磁波を吸収し、不要な損失や発熱を引き起こしたり、電磁波の分布を変化させたりしてしまう恐れがある。これを回避する為に8の字型音響用コイルの中間や、8の字型音響用コイル迄の給電点に、バランを追加するのが望ましい。共振周波数が高くなるほど共振する電気長は短くなるので、短い間隔でバランを配置することが望ましい。

　図15に記載の実施形態の具体例を一例として記載する。図15の音響用コイルでは、表裏を併せて約4メートルのコイル長としている。銅箔の厚さを一例として25μmとし、パターンの幅を0．5mm、としている。銅の抵抗率を16．78nΩ・mとすると、ここで述べる形状の音響用コイルの抵抗は約5Ωとなり、音響機器に適合した値となる。

　使用する銅箔の厚さに応じてパターンの幅を変更したり、もしくは、巻き数を変えたり、さらには、音響用コイルパターンに直列にあるいは並列に抵抗を接続したりすることにより、音響用コイルのインピーダンスが適切な値となるように調整することが望ましい。

　音を発生するための駆動力は、音響用コイルパターンの巻き数nと音響用コイルパターンを流れる電流Iの積に比例する。また電流Iは音響用コイルに電流を供給する増幅器240の出力電圧Eを音響用コイルの総抵抗Rで除した値で定まる。上記音響用コイルの総抵抗Rは、一巻当たりの抵抗rと巻き数nの積で求められる。結局駆動力(n・I)∝〔(n・E)/R〕∝〔(n・E)/(n・r)∝(E/r)となる。このことから上記駆動力を大きくしたければ、増幅器240の出力電圧Eを大きくする、もしくは音響用コイルパターンの一巻当たりの抵抗rを小さくすることが望ましい。

　また音響用コイルのインピーダンスを増幅器240に適合したインピーダンスとする観点から音響用コイルの総抵抗Rはある範囲に定められるので、結局音響用コイルの総抵抗Rが所定の範囲に維持されることになる。総抵抗Rは音響用コイルの巻き数nと一巻当たりの抵抗rの積となるので、総抵抗Rを所定の範囲内に維持する条件満たす上で、音響用コイルの巻き数nを大きくし、音響用コイルパターンの一巻当たりの抵抗rを小さくするように音響用コイルを形成することが望ましい。

　図15に記載の実施形態では、ループ404やループ406、さらに図示しない振動板280の裏面の導体パターンが円形ではなく、四角い形状をしている。既に上述した如く静磁場に対して垂直の関係にある電流に力が発生する。従って静磁場に対して垂直となる電流が流れるようにループ404やループ406が形成されている。もちろん円形の形状であってもよいが、所定の面積内に絶縁性などを維持してより多くの導体パターンを形成する上で、四角い形状のループ404やループ406が優れている。

　7．円筒形MRI装置への音響発生器250の適用について
　MRI装置100における音響発生器250の配置について次に説明する。図16は筒状の空間が形成された円筒型磁石131を用いたMRI装置に音響発生器250を配置した一例を示す実施形態である。円筒型磁石131は、例えば静磁場を発生するための超電導コイルと上記超電導コイルが発生する磁場の均一化を図るための中央に筒状の空間を有する円筒型の磁性材を備えている。円筒形磁石の計測空間20側に傾斜磁場コイル134と高周波コイル148が配置されている。筒状の計測空間20に対して円筒型磁石131が均一な静磁場を発生し、傾斜磁場コイル134が傾斜磁場を発生する。計測空間20の内側に被検者の撮像対象部位が位置するように寝台30の天板32によって被検体10が送り込まれる。図1に記載の処理装置160の指令に基づいてシーケンサ120が制御信号を発生し、高周波コイル148からRFパルスが照射されて、MRI撮像の撮像動作が行われる。

　傾斜磁場コイル134や高周波コイル148の近傍は寸法的な余裕が少ないが、計測空間20から体軸方向に外れている開口部22や開口部24である、上記円筒空間の両端部近傍ならば音響発生器250を容易に配置することが出来る。従って開口部22や開口部24を形成するカバー135の内側に音響発生器250を配置することが好ましい。また開口部22や開口部24のカバー135の内側であれば、音響発生器250の配置に起因する計測空間20の静磁場の均一性の乱れも生じにくいメリットがある。この場合に、カバー135に音の抜ける穴を空け、音響発生器250からの音を被検体10に伝達し易くしても良い。もしくは、音響発生器250の振動板280の変位をカバー135へ伝達し、カバー135から音を発生させる様にしてもよい。この場合、十分な音圧を得るために、カバーの全体もしくは一部を薄くすることでより好ましい状態となる。MRI撮像はいろいろな体位で色々な部位を撮像する。故に頭の位置は常に一定ではなく、円筒ボアのどちらに存在するのかも定まらないので、円筒の両端に音響発生器250を配置する方がよい。両端に配置された音響発生器250の両方を使用してもよいし、図1に記載の音響操作装置232や操作装置170からの操作に基づいて、上記両方に配置された音響発生器250の内の一方を選択し、選択した方を使用するようにしてもよい。

　8．垂直磁場型MRI装置への音響発生器250の適用について
　図17に垂直磁場型MRI装置に音響発生器250を配置した実施形態を示す。垂直磁場型MRI装置とは、計測空間20を上下に挟むようにして2つの円盤状の静磁場発生装置133が設けられ、ヘルムホルツコイルの原理で計測空間20に上下方向の静磁場を発生し、MRI撮像を行うMRI装置である。計測空間20を挟むようにしてさらに傾斜磁場コイル134が配置され、さらに高周波コイル148が配置されている。これらはカバー135で覆われている。垂直磁場型MRI装置は計測空間20が比較的広い空間となっており、さらに開口部22や開口部24はより広くなっていて、開口部22や開口部24を形成するカバー135の内側に音響発生器250を配置する空間が存在する。

　図2を用いて原理を説明した音響発生器250では、音響用コイル262を配置する平面部が静磁場に対してほぼ平行となるように配置されている。即ち上記平面部にほぼ平行な静磁場の成分が音響用コイル262を流れる電流と作用して音響を発生するための力を発生する。図示した様に磁場中心である計測空間20では静磁場は上下方向に向いているが、垂直磁場型磁石は図示したように端部に多くの超電導コイル137が巻かれており、該端部には安定した方向と強さの静磁場コイルが発生する磁場が存在している。この近傍での磁束141の方向はほぼ水平方向を向いている。このような磁場を利用することにより、例えば磁場発生源の端部に音響発生器250を配置することで良質の音を発生させる事が可能である。ただ磁束141の水平方向の部分だけでなく、磁束141との関係が適切となるように音響発生器250を配置することで、良質の音響を発生することが可能である。必要であれば静磁場発生用の超電導コイル137が発生する垂直磁場を利用し、該垂直磁場と所定の関係となるように音響発生器250を配置することで、良質に音響を発生させることができる。

　図17の実施形態は実施可能な一例を示すものであり、超電導コイル137の磁束141を利用することにより開口部22あるいは開口部24、あるいはその両方に音響発生器250を配している。この実施形態では、超電導コイル137が発生する磁束141は方向および強さが安定しており、音響発生器250の磁束として利用するのに最適である。

　また計測空間20から一定の距離だけ離すことにより、計測空間20の静磁場の均一性を乱す可能性を著しく低減できる。さらに被検体10の頭部に近い位置であり、被検体10とのコミュニケーションを図るのに適している。

　9．冷却用の送風管を用いて音響発生器250を配置した実施形態について
　図18は、冷却用の送風管を用いて音響発生器250を配置した実施形態を示す。MRI装置100の中では被検体10である人が暑さを感じるために装置の中の人へ送風管を通じて風を送る装置が設けられている。あるいは、MRI装置100の撮像を行う部分であるガントリの内部に設けられた傾斜磁場コイル134あるいは高周波コイル148等の温度を一定に維持して安定な動作をさせる為に、冷却風を送る場合もある。この様な送風管450の内を流れる空気に対して上述した音響発生器250からの圧力変動を伝えると、圧力変動は被検体10である人への送風管450の開口、もしくは、照射コイル等の冷却風が送られる端部において音として放散させられ、静磁場発生源の中にいる被検者に対して音声を伝達する事が可能である。図18において上記空気462が送風管450に取り込まれ、送風管450の途中に設けられた音響発生器250により、圧力変動が与えられる。圧力変動が与えられた空気464が送風管450から放出されるときに音を放散する。この実施形態においては、音響発生器250を配置する位置が被検体10から離れていても送風管450を介して音を送ることができる。また計測空間20から離れた位置に音響発生器250を配置することが可能となり、撮像への影響を抑制できる。なお送風管450は静磁場発生装置130の近傍を通るので、静磁場を考慮した送風管450の適切な位置に音響発生器250を配置することができる。図18で磁場302は一例であり、音響発生器250には静磁場が作用している。

　10．アクティブノイズキャンセラーとして音響発生器250を利用することについて　上述した音響発生器250は従来の機器では困難であった良質の空気振動を大きな出力で発生することが可能であり、傾斜磁場コイル134が発生する騒音を打ち消すには大音響を出力できる音響発生器250が必要であった。上述した音響発生器250はこのようなことが可能であり、またこのような目的に利用することで今まででは得られなかった効果が得られる。図1に記載のように、中央処理装置110は傾斜磁場コイル134への電流供給の指令をシーケンサ120に送ると共に、撮像スケジュールに合わせて音響制御回路230へノイズキャンセルの指令を送る。この指令に基づいて、指令されたタイミングで指令された波形の電流を増幅器240から音響発生器250へ供給し、音響発生器250によって傾斜磁場コイル134が発生する騒音を減衰させるための逆位相の空気振動を発生する。上述したように音響発生器250によって大きな振動を発生することが可能であり、今まで実現できなかった傾斜磁場コイル134が発生するノイズを減衰させることができる。

　図19に、アクティブノイズキャンセルを実施するために音響発生器250を円筒型磁石に配置した実施形態を示す。アクティブノイズキャンセルを実施する場合に、音響発生器250に求められるのは、第1に元の傾斜磁場の騒音に匹敵する音量の発生すること。

　第2に複数の音響発生器250を個別に制御し、傾斜磁場の騒音と逆位相の音響を発生することである。傾斜磁場の騒音と逆位相の関係を有する音響を発生するには、傾斜磁場の騒音が伝わってくる位置毎に位相を正確に制御することが好ましい。位相をより正確に合わせるには、上述した音響発生器250を複数個配置して制御する事が好ましい。図19では、一例として、傾斜磁場コイル134と高周波コイル148との間隙に一列に並べた例を図示した。7つ並べてあるがこの数字に限定されるものではなく、音の発生源である傾斜磁場コイルの表面をなるべく覆う様に配置すると効果的にノイズをキャンセルすることができる。角度方向には図示していないが、これも隙間なく並べるのが最も効果的である。過剰な能力は必要ないので、発生する騒音に併せて音響発生器250の数を間引いても良い。これらの制御は図1において、中央処理装置110からの指令に基づいて音響制御回路230により行うことができる。図1では代表して音響発生器250を1個記載しているが、音響発生器250は1個に限る必要はなく、多数の音響発生器250を設け、必要に応じで使用個数を選択することが可能である。

　なお並べて配置された音響発生器250には静磁場発生装置130により作られる静磁場が印加されている。磁場302の方向は被検体10の体軸方向であっても上下方向であってもよく、静磁場の方向に合わせて音響発生器250が有する音響用コイルが配置されるように、各音響発生器250が固定される。

　寝台30の天板32に音響発生器250を複数個配置してもよい。図12は、被検者を載せる天板32に音響発生器250を多数配置した場合の実施形態を示す。天板32への音響発生器250設置には2通りの意味がある。一つは図20に記載の様に音響発生器250である音響発生器2501から音響発生器2507、および音響発生器2511から音響発生器2517が並べて配置されている場合に、被検体10の下側、つまり天板の下側に音響発生器250を配置しても剛性のある天板に遮られて被検者側の騒音を低減する制御が困難である。この状態を改善する事が音響発生器250を用いることにより可能となる。もう一つは、天板と被検者の相対的な位置関係の組み合わせは、ガントリと被検者の位置関係の組み合わせと比べて圧倒的に少なくなっており、つまりは天板にトランスデューサを配置した場合は、音を低減すべき場所を特定しやすくなる。従ってノイズの低減の精度が向上する。なお天板32には被検体10の体軸方向あるいは被検体10に対して上下方向に磁場302が印加され、磁場302に所定の角度となるように各音響発生器2501から音響発生器2507あるいは音響発生器2511から音響発生器2517が設けられている。

　上記説明で、磁場302と音響発生器250の音響用コイル262が垂直の関係にある場合に音響用コイル262を流れる電流と磁場302との作用により力が発生するが、磁場302の全てが音響用コイル262と垂直の関係にあることが必要なのではなく、磁場302が音響用コイル262と垂直の関係にある成分を持っていれば、音響用コイル262を流れる電流と、垂直の関係にある磁場302の成分との間に力が発生する。上述の説明では、磁場302と記載したが、磁場302の全てだけでなく、上記成分であってもよい。

　10　被検体、20　計測空間、22　開口部、24　、開口部、30　寝台、32　天板、100　MRI装置、110　中央処理装置、120　シーケンサ、130　静磁場発生装置、132　傾斜磁場発生装置、134　傾斜磁場コイル、135　カバー、136　傾斜磁場電源、140　RF信号照射装置、142　高周波発振器、144　変調器、146　高周波増幅器、148　高周波コイル、150　NMR信号受信装置、160　処理装置、162　光ディスク、164　磁気ディスク、166　ROM、168　RAM、169　ディスプレイ、170　操作装置、174　ポインティングデバイス、176　キーボード、200　音響システム、210　マイク、220　スピーカ、230　音響制御回路、232　音響操作装置、234　マイク、240　増幅器、250　音響発生器、262　音響用コイル、264　電流、270　支持枠、271　カバー、272　ダンパー、274　ダンパー、280　振動板、302　磁場、310　音響用コイル、404　ループ、406　ループ、450　送風管

Claims

　MRI装置が備える静磁場発生用コイルあるいは傾斜磁場発生用コイルにより作られる撮像用磁場中に、あるいは前記静磁場発生用コイルおよび前記傾斜磁場発生用コイルの両方により作られる撮像用磁場中に、前記静磁場発生用コイルや前記傾斜磁場発生用コイルとは別に設けられた音響用コイルと、
　前記音響用コイルを流れる電流と前記MRI装置が発生する前記撮像用磁場との作用により前記音響用コイルに発生する力に基づいて振動する振動板と、
　前記振動板を振動可能に支持する支持体と、
　を有し、
　前記音響用コイルに音響を発生させるために値が変化する電流が流れると、前記電流の変化に従って前記音響用コイルに発生する前記力が変化し、前記振動板が前記力の変化に従って空気を振動させることにより音響を発生する、ことを特徴とするMRI装置用音響発生器。
　請求項1に記載するMRI装置用音響発生器であって、前記音響用コイルは樹脂基板に設けられており、前記樹脂基板の前記音響用コイルを設けている面の少なくとも一部は、前記撮像用磁場と平行にできるように構成されている、ことを特徴とするMRI装置用音響発生器。
　請求項2に記載のMRI装置用音響発生器において、前記音響用コイルは、互いに逆方向に巻回された第1巻回回路と第2巻回回路を有し、さらに前記第1巻回回路と前記第2巻回回路が前記磁場の前記平行な成分に沿う方向において、互いにずれて配置されている、ことを特徴とするMRI装置用音響発生器。
　請求項3に記載のMRI装置用音響発生器において、前記第1巻回回路と前記第2巻回回路は互いに直列に接続されており、それぞれが前記樹脂基板に設けられている、ことを特徴とするMRI装置用音響発生器。
　請求項1に記載のMRI装置用音響発生器を備えたMRI装置であって、
　計測空間に静磁場を発生する前記静磁場発生用コイルを有する静磁場発生装置と、
　前記計測空間に傾斜磁場を発生する前記傾斜磁場発生用コイルを有する傾斜磁場発生装置と、
　RFパルスを照射する高周波コイルと、
　前記RFパルスの照射に基づいて発生するNMR信号を受信して処理するNMR信号受信装置と、
　前記NMR信号受信装置の処理結果に基づいて、画像を再構成する処理装置と、
　を備え、
　前記静磁場発生装置が発生する前記静磁場と、前記MRI装置用音響発生器が有する前記音響用コイルに流れる電流とにより、前記音響用コイルに前記力が発生し、
　前記MRI装置用音響発生器が有する前記振動板が前記力により振動して音響を発生する、ことを特徴とするMRI装置。
　請求項5に記載のMRI装置において、カバーが設けられ、
　前記カバーの内側に、前記静磁場発生装置と、前記傾斜磁場発生装置と、前記MRI装置用音響発生器が設けられている、ことを特徴とするMRI装置。
　請求項5に記載のMRI装置において、前記計測空間の外側に位置する開口部を形成する前記カバーの内側に前記MRI装置用音響発生器が配置されている、ことを特徴とするMRI装置。
　請求項5に記載のMRI装置において、空気を送風するための送風管が設けられ、前記送風管に前記MRI装置用音響発生器が設けられており、前記送風管を介して前記MRI装置用音響発生器が発生した音響が伝達される、ことを特徴とするMRI装置。
　請求項5に記載のMRI装置において、前記RFパルスを照射する前記高周波コイルの近傍に、前記MRI装置用音響発生器を配置し、前記MRI装置用音響発生器が有する前記音響用コイルに前記静磁場発生装置が発生する前記静磁場によって力が発生し、該力によって前記振動板が音響を発生する、ことを特徴とするMRI装置。
　請求項5に記載のMRI装置において、前記傾斜磁場を発生する前記傾斜磁場コイルの近傍に、前記MRI装置用音響発生器を配置した、ことを特徴とするMRI装置。
　請求項5に記載のMRI装置において、前記傾斜磁場を発生する前記傾斜磁場コイルと前記RFパルスを照射する前記高周波コイルとの間に、前記MRI装置用音響発生器を配置した、ことを特徴とするMRI装置。
　請求項5に記載のMRI装置において、天板を備えた寝台がさらに設けられ、前記寝台の前記天板に前記MRI装置用音響発生器を配置した、ことを特徴とするMRI装置。
　請求項9に記載のMRI装置において、前記MRI装置用音響発生器が複数個並べて配置され、前記傾斜磁場コイルが発生する音を低減するための音を前記MRI装置用音響発生器が発生する、ことを特徴とするMRI装置。
　請求項5に記載のMRI装置において、さらに操作者側のマイクが設けられ、前記操作者側のマイクによって音声が電気信号に変換され、前記電気信号に基づく電流が前記MRI装置用音響発生器の前記音響用コイルに供給され、前記音声に基づく音響が、前記MRI装置用音響発生器から出力される、ことを特徴とするMRI装置。