JP2016101296A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ＭＲＩ装置において、計測開始時の傾斜磁場の印加による突発的な騒音を抑制し、被検体の負荷を低減する。【解決手段】計測開始前に、ＭＲＩ装置１の騒音と、ＭＲＩ装置１の騒音でレベルの高い周波数の音と、この周波数の概略整数比の周波数の音を合成部３４で合成した緩和音を、出力部３５を通して徐々に音の大きさを増大させながら放射する機能を備えた構成とする。【選択図】 図１

Description

本発明は、核磁気共鳴を利用した磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴イメージング装置（以降、ＭＲＩ(Magnetic Resonance Imaging)装置と称する。）は、原子核の核磁気共鳴現象を利用して、撮像空間内に置かれた被検体の物理的性質を表す磁気共鳴画像を得る装置である。一般的に、ＭＲＩ装置には、撮像空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段と、被検体の生体組織の原子核に核磁気共鳴を生じさせるための高周波電磁波を照射する照射コイルと、核磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、核磁気共鳴信号に位置情報を付与するために静磁場に重ねて線形な傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、を備えている。

撮影時には、所望のパルスシーケンスに従い、均一な静磁場中に置かれた被検体にｘ，ｙ，ｚ軸方向に線形傾斜磁場が重ねられ、被検体の原子スピンがラーモア周波数と呼ばれる共鳴周波数で磁気的に励起される。この励起に伴い、核磁気共鳴信号が検出され、被検体の磁気共鳴画像（例えば、２次元断層像）が撮影される。

このように、撮影時において、線形傾斜磁場を作成するために、静磁場中に配置された傾斜磁場コイルにパルス的な電流を流す。このとき、静磁場と傾斜磁場コイルを流れる電流とによって、傾斜磁場コイルにローレンツ力が作用し、傾斜磁場コイルが振動する。この傾斜磁場コイルの振動によって、傾斜磁場コイルの周囲の空気が振動して、騒音が発生する。また、傾斜磁場コイルの振動が支持部材を介して静磁場発生手段に伝搬し、静磁場発生手段が振動して、静磁場発生手段の周囲の空気が振動して、騒音が発生する。

さらに、傾斜磁場コイルに流す電流の繰り返し時間が短いなどの条件が重なると、傾斜磁場の立ち上がりも急峻となる。そのため、被検体は計測開始前の無音の状態から、計測開始時に突発的な騒音に暴露されるため、被検体にとって精神的・肉体的負担となる。

このように、ＭＲＩ装置の騒音は、傾斜磁場コイルに流すパルス的な電流により発生する振動が原因で放射される音である。また、計測開始時における傾斜磁場の急峻な立ち上がりにより、騒音は突発的に発生する。こうしたＭＲＩ装置の突発的に発生する騒音により被検体が受ける肉体的・精神的負担を低減する技術として、特許文献１が開示されている。

特許文献１（特開２００９−２９１４８４公報）には、傾斜磁場印加手段と、被検体に高周波磁場を印加する高周波磁場印加手段と、被検体から発生する核核磁気共鳴信号を検出する検出手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、計測期間の前に傾斜磁場の強度を徐々に増加させながら印加する騒音抑制期間を設けたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置が開示されている。

特開２００９−２９１４８４公報

しかし、ＭＲＩ装置の騒音は、その音そのものが被検体にとって不安感や不快感を受けるような特徴を有することがある。そこで、本発明は騒音の特徴に由来する不快性を緩和する磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）を提供することを課題とする。

このような課題を解決するために、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段と、核磁気共鳴信号取得手段と、静磁場と傾斜磁場とによって発生する音に対して協和音程の関係になる音を発する協和音発生装置と、を備えることを特徴とする。

本発明によれば、騒音の特徴を由来とする不快性を抑制できる磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）を提供することができる。

第１実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す概略ブロック図である。 第１実施形態に係るＭＲＩ装置の緩和音の一部を構成する音の周波数の関係である概略整数比を示す表である。 第１実施形態に係るＭＲＩ装置の緩和音の一部を構成する音の周波数の関係である概略整数比を示す表である。 第１実施形態に係るＭＲＩ装置が発する付加音と騒音の大きさの時間変化の概略図である。 第２実施形態に係るＭＲＩ装置が発する緩和音と騒音の大きさの時間変化の概略図である。 第２実施形態に係るＭＲＩ装置が発する緩和音のパターンを変化させた場合の緩和音との騒音の大きさの時間変化の概略図である。 第３実施形態に係るＭＲＩ装置が発する付加音と騒音の大きさの時間変化の概略図である。 第３実施形態に係るＭＲＩ装置が発する緩和音、付加音および騒音の大きさの時間変化の概略図である。 第３実施形態に係るＭＲＩ装置が発する緩和音のパターンを変化させた場合の緩和音と騒音の大きさの時間変化の概略図である。 第３実施形態に係るＭＲＩ装置が発する緩和音を〔図９〕と異なるパターンで変化させた場合の緩和音と騒音の大きさの時間変化の概略図である。 第３実施形態に係るＭＲＩ装置が発する緩和音を〔図１０〕と異なるパターンで変化させた場合の緩和音と騒音の大きさの時間変化の概略図である。 ＭＲＩ装置の全体構成を示す概略ブロック図である。

（第１実施形態）
以下、本発明を実施するための形態（以下「実施形態」という）について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。なお、各図において、共通する部分には同一の符号を付し重複した説明を省略する。

まず初めに、第１実施形態に係るＭＲＩ装置の全体概要について、図１１を用いて説明する。図１１は、ＭＲＩ装置の全体構成を示す概略ブロック図である。ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の磁気共鳴画像（例えば、２次元断層像）を得ることができる。

図１１に示すように、ＭＲＩ装置１は、撮像空間１００に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段２と、核磁気共鳴信号に位置情報を付与するために静磁場に重ねて線形な傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル３と、被検体２００の生体組織の原子核に核磁気共鳴を生じさせるための高周波電磁波を照射する照射コイル４と、ＭＲＩ装置１全体を制御するコンピュータ１０と、コンピュータ１０から撮像用信号を受信するシーケンサ１１と、傾斜磁場コイル２に電流を印加するための傾斜磁場電源１２と、被検体２００から発信される核磁気共鳴信号を受信する受信コイル７と、信号処理部１３と、その核磁気共鳴信号に基づき信号処理された情報から磁気共鳴画像を得る画像再構築装置（コンピュータ１０）と、を備えて構成されている。なお、図１１では、照射コイル４に所定の信号を送る処理系は省略している。

また、静磁場発生手段２と、傾斜磁場コイル３と、照射コイル４は、意匠性や安全性の点から、カバー５に覆われている。さらに、ＭＲＩ装置１は、外部環境や装置自身が発する高周波ノイズを遮断するために、シールドルーム３００内に配置されることが多い。

静磁場発生手段２は、垂直磁場方式であれば、被検体２００の周りの空間にその体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させる。一方、水平磁場方式であれば、その体軸方向に均一な静磁場を発生させる。静磁場発生手段２としては、永久磁石方式、常電導磁石方式、あるいは超電導磁石方式の静磁場発生源を採用することができる。

次に、ＭＲＩ装置１による被検体２００の断層画像（磁気共鳴画像）の撮像の流れについて説明する。まず、静磁場発生手段２によって撮像空間１００内に均一な静磁場を発生させ、寝台６に載せた被検体２００を撮像空間１００内に挿入する。

そして、操作者（図示せず）は、コンピュータ１０に備えられたトラックボール又はマウス（図示せず）、タッチパネル又はキーボード（図示せず）、及びディスプレイ（図示せず）等を用いて、被検体２００の断層画像の取得に必要な命令を操作する。ここで操作された命令はシーケンサ１１に送られ、シーケンサ１１は被検体２００の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令に従って傾斜磁場電源１２を駆動するための信号を傾斜磁場電源１２に送る。

傾斜磁場電源１２は傾斜磁場コイル３に電流を印加し、均一な静磁場中に置かれた被検体２００に対してｘ，ｙ，ｚ軸方向に線形傾斜磁場を重ねる。また、照射コイル４から高周波信号を被検体２００に照射し、被検体２００の原子スピンがラーモア周波数と呼ばれる共鳴周波数で磁気的に励起させる。

この励起に伴い、発生した核磁気共鳴信号を受信コイル７で検出し、信号処理部１３で処理した後、画像再構築装置であるコンピュータ１０で画像を再構築することで、任意断面における被検体２００の断層画像（磁気共鳴画像）を得ることができる。また、コンピュータ１０には、外部記録装置の磁気ディスク（図示せず）等を備えており、前記処理により得た被検体２００の断層画像等を記録することができる。

次に、第１実施形態に係るＭＲＩ装置の詳細について、図１を用いて説明する。図１は、第１実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成に、本実施例の特徴的構成を含めて示した概略ブロック図である。

操作者（図示せず）は、コンピュータ１０に備えられたトラックボール又はマウス（図示せず）、タッチパネル又はキーボード（図示せず）、及びディスプレイ（図示せず）等を用いて、被検体２００の断層画像の取得に必要な命令を操作する。この命令はシーケンサ１１に送られ、シーケンサ１１では被検体２００の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を作成する。この命令は、傾斜磁場電源１２に送られるが、同時に緩和音制御部３０に送られる。緩和音制御部３０は、騒音特定部３１と、周波数計算部３２と、付加音作成部３３と、合成部３４と、出力部３５と、から構成されている。なお、これらの機能ブロックは説明を簡単にするための便宜的なものであって、一個の機能ブロックとして実現されてもよい。また、緩和音制御部３０およびこれに接続された緩和音を発生する機器等を包括して緩和音発生手段と称する。

＜騒音特定部＞
まず、騒音特定部３１について説明する。騒音特定部３１は、シーケンサ１１から受信した傾斜磁場コイル３に印加する電流波形に基づき、付加音６０１（後述）や疑似騒音６０２を作成するために必要な情報を特定する。なお、付加音６０１を作成するにあたって、まず擬似騒音６０２が必要となる。なお、疑似騒音という呼称は、後述するようにリアルタイム騒音測定をせずとも、騒音を特定できるために使用している文言であって、リアルタイムでの騒音測定を実施してもよい。以下、疑似騒音６０２の作成方法の例を２つ挙げる。

１つ目の方法は、シーケンサ１１から受信した傾斜磁場コイル３に印加する電流波形に対応するＭＲＩ装置１から発生する騒音５００を予め取得しておき、その取得した騒音５００を騒音特定部３１に備えた外部記録媒体（例えば、磁気ディスク（図示せず）等）に記録しておく。この記録作業は、ＭＲＩ装置１を現地に据え付けし、臨床運用する前の試験稼働等において実施してもよいし、工場内における試験等において実施してもよい。

次に、臨床現場でＭＲＩ装置１を稼働させる際は、騒音特定部３１がシーケンサ１１から傾斜磁場コイル３に印加する電流波形に関する情報を受け取ると、その電流波形と対応する騒音の記録データを前記外部記録媒体から検索する。検索によって適切な騒音の記録データが見つかれば、その騒音の記録データを擬似騒音６０２のデータとして出力する。

２つ目の方法は、予め周波数特性が一定である電流波形を傾斜磁場コイル３に印加したときの騒音（伝達関数）を取得しておき、その取得した伝達関数を騒音特定部３１に備えた外部記録媒体（例えば、磁気ディスク（図示せず）等）に記録することがある。伝達関数は、ＭＲＩ装置１の機械構造等により決定される要素であるため、計測時にシーケンサ１１から傾斜磁場コイル３に印加する電流波形を取得できれば、これと前記伝達関数を掛けることで、実際に騒音５００を生じさせずとも、予測から擬似騒音６０２を作成することができる。

騒音特定部３１において、上記に例として示した方法、あるいは他の方法により作成した擬似騒音６０２の情報は、周波数計算部３２と、合成部３４に送られる。なお、疑似騒音６０２に含まれる情報としては、音の周波数や音圧レベル、またこれらの時間経過に応じた変化の推移に関する情報が含まれる。

＜周波数計算部＞
次に、周波数計算部３２の処理について説明する。周波数計算部３２は、騒音特定部３１から受信した擬似騒音６０２の周波数特性分析を行い、擬似騒音６０２の大きさが最大となる周波数Ｆを計算する（換言すると疑似騒音６０２を構成する複数の周波数成分の中で、最も大きな音圧レベル（あるいは騒音レベル）を有する周波数Ｆを計算する）。また、この周波数Ｆに対して概略整数比の関係をもつ周波数Ｆｎを計算する。

図２は、前記ＦとＦｎの関係性を示す概略整数比の表である。図２では、概略整数比のうち比の数字が小さいものをＦ、比の数字が大きいものをＦｎ（Ｆ≦Ｆｎ）とし、このＦとＦｎに対して、ＰからＷまでの８種類の概略整数比を示している。概略整数比がＰの場合はＦとＦｎは同値（Ｆ＝Ｆｎ）となるため、ＦとＦｎが異なる値（ＦがＦｎより小さい値）（Ｆ＜Ｆｎ）となるのは、概略整数比がＰを除くＱからＷまでの７種類となる。

図２に示した概略整数比によってＦｎを算出する例を挙げる。例えば、Ｆを４４０Ｈｚとし、図２に示す概略整数比がＱの関係、つまりＦ：Ｆｎ＝１：２を満たすＦｎは、Ｆｎ＝４４０Ｈｚ×（２÷１）＝８８０Ｈｚとなる。周波数計算部３２で算出したＦとＦｎの情報は、付加音作成部３３に送られる。

なお、図２におけるＦとＦｎはＦ≦Ｆｎの関係として示しているが、Ｆｎ≦Ｆの関係であってもよい。この場合、図３に示すように概略整数比のうち比の数字が大きいものをＦ、比の数字が小さいものをＦｎとし、このＦとＦｎに対して、概略整数比はｐからｗまでの８種類となる。この場合、概略整数比がｐの場合はＦとＦｎは同値（Ｆ＝Ｆｎ）となり、概略整数比がpを除くｑからｗの場合、ＦとＦｎは異なる値（ＦはＦｎより大きい値）（Ｆｎ＜Ｆ）となる。

図２や図３に示した概略整数比は、協和音程として音楽理論において一般的に知られている。協和音程とは、人が快い響きと感じる音程のことである。また、協和音程は複数組み合わせることで和音と呼ばれることもある。例えば、図２において、概略整数比がＲとＴの２つを選択すると、Ｆ：Ｆｎ＝２：３と、Ｆ：Ｆｎ＝４：５となり、単一のＦに対して２種類のＦｎを定義することができる。これらの周波数の比は、一般的に、ド・ミ・ソの和音として知られている概略整数比である。

なお、疑似騒音６０２の音色が時間変化する場合、換言すると音圧レベル最大の周波数が時間に応じて変化する場合は、それぞれの時間帯に応じてＦおよびＦｎを求め、付加音作成部３３に送信してもよい。

＜付加音作成部＞
次に、付加音作成部３３の処理について説明する。付加音作成部３３は、周波数計算部３２から受信した複数の周波数Ｆｎのそれぞれに対して音を作成する。この音は、例えば以下の式（１）に示す音とする。
ａ＝ｓｉｎ（２πｆｔ） ・・・（１）
ここに、
ａ：音圧
ｆ：周波数
ｔ：時間
である。

付加音作成部３３では、作成する音の数を、コンピュータ１０を用いて制御することができる。例えば、作成する音の数を１つとし、その概略整数比は図２に示すＱを選択すると、Ｆと概略整数比Ｑの関係をもつ周波数Ｆ１（＝Ｆ×２）の周波数に対して、音を作成する。なお、付加音６０１は可聴域の音であるため、Ｆｎの最小値は２０Ｈｚ程度、最大値は２０ｋＨｚとする。

また、作成する音の数が２つの場合、図２に示す概略整数比ＲとＴの２つを選択すると、Ｆと概略整数比Ｒの関係をもつ周波数Ｆ１（＝Ｆ×３÷２）と、Ｆと概略整数比Ｔの関係をもつ周波数Ｆ２（＝Ｆ×５÷４）の２つの周波数に対して、音を作成する。この付加音作成部３３で作成した音は、付加音６０１と称し、この付加音６０１の情報は合成部３４に送られる。
＜合成部＞
次に、合成部３４の処理について説明する。合成部３４では、付加音作成部３３で作成された付加音６０１から合成音５９９を作成する。例として、付加音６０１が１つの場合における合成音５９９の算出式を、式（２）に示す。
Ａ＝ａ１ ・・・（２）
ここに、
Ａ：合成音５９９の音圧
ａ１：付加音作成部３３で作成された付加音６０１の音圧
このように作成された合成音５９９は、出力部３５に送られる。
＜出力部＞
次に、出力部３５での処理について、図４を用いて説明する。図４は、ＭＲＩ装置１の騒音５００と、出力部３５が合成部３４から受信した合成音５９９を後述する方法によって緩和音６００として制御した際における緩和音６００の音量の時間推移を示した概略図である。

本実施例における緩和音６００は付加音６０１で構成されている。出力部３５は合成部３４から受信した合成音５９９の信号に基づき、増幅器４１を介して制御する。付加音６０１を放射するタイミングは、被検体２００を撮像するための計測期間５１、すなわち傾斜磁場コイル３に電流が印加されるタイミングと同期させる。同期をとるにあたっては、コンピュータ１０もしくはシーケンサ１１において出力される傾斜磁場コイル３に対する電流供給の指令信号を、出力部３５に対する緩和音６００として利用することが考えられる。

あるいは傾斜磁場コイル３に供給される電流が緩やかに増大するような制御を採用している場合は、騒音も緩やかに増大するため、電流値の大きさをモニタリングし、一定の大きさを越えたタイミングで緩和音６００を発するような制御も考えられる。

放射される緩和音６００の音の大きさは、被検体２００の周囲における騒音５００の大きさに依存する。すなわち、被検体２００に聞こえる音が、騒音５００と緩和音６００との合成音となればよく、騒音５００の撮像空間近傍における大きさは予め試験等により測定しておけばよい。図４では具体例の一つとして、騒音５００の音圧レベルと緩和音６００の音圧レベルとを同程度に発する場合を示した。

また、出力部３５は合成部３４から受信した合成音５９９の大きさ（音量）を、例えば増幅器４１を介して制御する。増幅器４１は緩和音６００を適当な大きさに増幅させ、増幅された緩和音６００はスピーカ４２を通してシールドルーム３００内あるいは撮像空間１００内に置かれた被検体２００に向けて放射される。

なお、増幅器４１やスピーカ４２等はＭＲＩ装置に設置する場合以外に、シールドルーム内に設置されてもよい。このように本発明の実施形態は、ＭＲＩ装置そのもので全てが実現されるものではなく、適宜、ＭＲＩ撮像システムとして構成されていてもよい。
＜作用・効果＞
本実施例に記載したＭＲＩ装置１もしくはＭＲＩ撮像システムは、シーケンサ１１の出力、すなわち傾斜磁場コイル３に対する電流印加パターンの変化に応じて、各撮像シークエンスに対応した付加音６０１が放射される。付加音６０１は、騒音５００を構成する主周波数に対して概略整数比の関係を有する周波数の音である。このような付加音６０１を適切な音圧を与えて放射することによって、被検体２００の周囲では騒音５００と付加音６０１とが合成された音が聞こえることとなる。

騒音５００と付加音６０１とが合成された音は、騒音５００のうち支配的である周波数の音と、該周波数と概略整数比の関係にある周波数の音との重ね合わせ、すなわち協和音程を構成しているため、被検体２００にとっての不快さが低減されることとなる。
（第２実施形態）
本実施形態において、上述の第１実施形態と共通する部分については説明を省略する。具体的には図１に示すシステム構成図は共通である。一方、付加音作成部３３、合成部３４および出力部３５の制御内容が相違する。以下は、これらの機能ブロックにおける制御について説明する。

本実施例において、付加音作成部３３は、周波数計算部３２から受信した周波数Ｆおよび複数の周波数Ｆｎのそれぞれに対して音を作成する。この音は、例えば以下の式（１）に示す音とする。
ａ＝ｓｉｎ（２πｆｔ） ・・・（１）
ここに、
ａ：音圧
ｆ：周波数
ｔ：時間
である。

付加音作成部３３は、作成する音の数を、コンピュータ１０を用いて制御することができる。例えば、作成する音の数を２つとし、その概略整数比は図２に示すＱを選択すると、周波数Ｆと、周波数Ｆと概略整数比Ｑの関係をもつ周波数Ｆ１（＝Ｆ×２）の２つの周波数に対して、音を作成する。

また、作成する音の数が３つの場合、図２に示す概略整数比ＲとＴの２つを選択すると、周波数Ｆと、Ｆと概略整数比Ｒの関係をもつ周波数Ｆ１（＝Ｆ×３÷２）と、Ｆと概略整数比Ｔの関係をもつ周波数Ｆ２（＝Ｆ×５÷４）の２つの周波数に対して、音を作成する。この付加音作成部３３で作成した音のうち、周波数Ｆの音を疑似騒音６０２と、一方Ｆに基づき新たに作られた音を付加音６０１と称し、これら疑似騒音６０２と付加音６０１の情報は合成部３４に送られる。
＜合成部＞
合成部３４は、付加音作成部３３で作成された付加音６０１および疑似騒音６０２から合成音５９９を作成する。すなわち第１実施形態で説明した式（２）が下記のように変更される
Ａ＝ａ１＋ａ２ ・・・（３）
ここに、
Ａ：合成音５９９の音圧
ａ１：付加音作成部３３で作成された付加音６０１の音圧
ａ２：付加音作成部３３で作成された疑似騒音６０２の音圧
このように作成された合成音５９９は、出力部３５に送られる。
＜出力部＞
出力部３５は、合成部３４から受信した合成音５９９の大きさ（音量）を、例えば増幅器４１を介して制御する。出力部３５で制御する合成音５９９の大きさは、図５に示す被検体２００を撮像するための計測期間５１と、計測期間５１の前に設けた計測前期間５２の各々の期間において異なる制御がなされる。これらの制御はコンピュータ１０によって実現される場合、あるいは合成部３４が出力されるデータ（特に音圧）が時系列を有するものであって、それによって制御されたとしてもよい
まず、計測前期間５２における出力部３５の制御について説明する。計測前期間５２において、出力部３５は徐々に合成音５９９の大きさを増大させるような信号（緩和音６００）を作成し、増幅器４１に送る。そして、増幅器４１では緩和音６００を適当な大きさに増幅させ、増幅された緩和音６００はスピーカ４２を通してシールドルーム３００内あるいは撮像空間１００内に置かれた被検体２００に向けて放射される。

このように、計測期間５１の前に設けた計測前期間５２において、緩和音６００の大きさを徐々に増大させて放射させることで、ＭＲＩ装置特有の計測開始時に発生する突発的な騒音を抑制し、被検体の精神的・肉体的負荷を低減することが可能となる。

また、緩和音６００には騒音５００（擬似騒音６０２）の周波数特性を基に作成した響きが快い音（協和音程）を含んでいるために、計測時において被検体２００が受ける不安感や不快感を低減することが可能となる。

なお、計測前期間５２における緩和音６００の大きさは、コンピュータ１０によって制御される。その制御について、図５では計測前期間５２における緩和音６００の大きさを正弦波的に増大させているが、線形的に増大させてもよいし、あるいは２次関数的に増大させてもよい。

また、この増大を停止したときの緩和音６００の大きさは、コンピュータ１０によって制御することが可能である。

次に、計測期間５１における出力部３５の制御について説明する。図５に示すように、計測期間５１において、出力部３５は緩和音６００の一部を構成する擬似騒音６０２については大きさをゼロ、又は限りなく小さくなるように制御し、かつ計測期間５１における緩和音６００の大きさを、計測前期間５２の終わりのタイミングにおける緩和音６００の大きさと同程度となるように制御する。すなわち、計測期間５１における緩和音６００の大きさは、計測前期間５２において徐々に増大された緩和音６００の大きさと連続性を有するように制御し、このように制御された緩和音６００を増幅器４１に送り、適当に増幅された緩和音６００が、スピーカ４２を通してシールドルーム３００内あるいは撮像空間１００内に置かれた被検体２００に向けて放射される。したがって、計測期間５１において放射される緩和音６００に含まれる音は、ほぼ付加音６０１のみとなる。

このような緩和音６００を計測期間５１に被検体に聞かせることで、緩和音６００に含まれる、騒音５００（擬似騒音６０２）の周波数特性を基に作成した響きが快い付加音６０１により、計測時において被検体２００が受ける不安感や不快感を低減することが可能となる。

なお、図５では緩和音６００は計測前期間５２と計測期間５１において制御されていたが、図６に示すように、計測後期間５３においても制御することが可能である。図５に示すように、計測後期間５３では計測が終了するためにＭＲＩ装置１から発生する騒音５００は停止する。計測後期間５３において、出力部３５は徐々に緩和音６００の大きさを減衰させて増幅器４１に送り、適当に増幅された緩和音６００は、スピーカ４２を通してシールドルーム３００内あるいは撮像空間１００内に置かれた被検体２００に向けて放射してもよい。

また、計測後期間５３における緩和音６００の大きさは、コンピュータ１０によって制御される。その制御について、図６では計測後期間５３における緩和音６００の大きさを正弦波的に減衰させているが、線形的に減衰させてもよいし、あるいは２次関数的に減衰させてもよい。

さらに、スピーカ４２は操作者（図示せず）と被検体２００との前記会話用スピーカを使用してもよい。また、本発明を実施する目的で、シールドルーム３００内に、別途スピーカを備えてもよい。
（第３実施形態）
次に、第３実施形態に係るＭＲＩ装置について図７を用いて説明する。図７は、第３実施形態に係るＭＲＩ装置の騒音５００と緩和音６００の時間波形の概略図である。第３実施形態に係るＭＲＩ装置のその他の構成は、図１から図４に示す第１実施形態に係るＭＲＩ装置と同様であり、その説明を省略する。

複数の異なる断面図を撮像するため等の理由から、計測期間５１中に、傾斜磁場コイル３へ印加する電流波形を変更することがある。この場合、図７に示すように計測期間５１の騒音５００は間欠的に発せられる騒音となる。

この場合においても、第１実施形態と同様に付加音６０１を放射することによって患者の不快感を低減することが可能となる。

また、第２の実施形態と同様に準計測前期間等を設定してもよい。例えば図８に示すように、計測期間５１において前記理由により間欠的な騒音が発生する場合の計測を準計測期間６１とする。この準計測期間６１の前に準計測前期間６２を設け、準計測期間６１の後に準計測後期間６３を設ける。つまり、計測期間５１中に含まれる複数の準計測期間６１の間には、準計測後期間６３と準計測前期間６２が存在する。

計測期間５１と準計測期間６１の開始が一致する場合、準計測前期間６２は計測前期間５２に含まれる。また、計測期間５１と準計測期間１５の終了が一致する場合、準計測後期間６３は計測後期間５３に含まれる。そのため、図７では計測前期間５２に含まれる準計測前期間６２と、計測後期間５３に含まれる準計測後期間６３は示していない。

準計測期間６１、準計測前期間６２、及び準計測後期間６３における緩和音６００の構成およびその大きさは、それぞれ第２実施形態で示す計測期間５１、計測前期間５２、及び計測後期間５３と同じように、出力部３５で制御される。

つまり、準計測前期間６２において、出力部３５は徐々に合成音５９９の大きさを増大させるような信号（緩和音６００）を作成し、増幅器４１に送る。そして、増幅器４１では緩和音６００を適当な大きさに増幅させ、増大された緩和音６００はスピーカ４２を通してシールドルーム３００内あるいは撮像空間１００内に置かれた被検体２００に向けて放射される。

このように、準計測期間６１の前に設けた準計測前期間６２において、緩和音６００の大きさを徐々に増大させて放射させることで、ＭＲＩ装置特有の準計測開始時に発生する突発的な騒音を抑制し、被検体の精神的・肉体的負荷を低減することが可能となる。

また、緩和音６００には騒音５００（擬似騒音６０２）の周波数特性を基に作成した響きが快い音（協和音程）を含んでいるために、計測時において被検体２００が受ける不安感を低減することが可能となる。

なお、計測前期間５２における緩和音６００の大きさは、コンピュータ１０によって制御される。その制御について、図５や図６では計測前期間５２における緩和音６００の大きさを正弦波的に増大させているが、線形的に増大させてもよいし、あるいは２次関数的に増大させてもよい。

次に、準計測期間６１における出力部３５の制御について説明する。図８に示すように、準計測期間６１において、出力部３５は緩和音６００の一部を構成する擬似騒音６０２の大きさをゼロ、又は限りなく小さくし、かつ準計測期間６１の緩和音６００の大きさは、準計測前期間６２で徐々に増大された緩和音６００の大きさの、計測期間５１の直前の緩和音６００の大きさとほぼ同じとなるように制御する。このように制御された緩和音６００を増幅器４１に送り、適当に増幅された緩和音が、スピーカ４２を通してシールドルーム３００内あるいは撮像空間１００内に置かれた被検体２００に向けて放射される。つまり、放射される緩和音６００に含まれる音は、ほぼ付加音６０１のみとなる。

このような緩和音６００を準計測期間６１に被検体に聞かせることで、緩和音６００に含まれる、騒音５００（擬似騒音６０２）の周波数特性を基に作成した響きが快い付加音６０１により、被検体２００の計測時に対する不安感を低減することが可能となる。

なお、図９に示すように準計測後期間６３および準計測前期間６２を、準計測期間６１における騒音緩和のための準備期間とみなし、この期間において、再び疑似騒音６０１および付加音６０２の合成音（緩和音６００）が漸増するように制御してもよい。

また、図１０に示すように、計測期間５１において騒音が発生しない期間（準計測後期間６３と準計測前期間６２の合算）が短い（例えば１s以下）の場合は、患者に対して音の断絶期間が生じないようにすることで、不快感を更に低減させることも可能である。

すなわち、出力部３５は、準計測後期間６３に撮像シークエンスが進んだ場合、付加音６０１の音圧レベルを維持し、かつ準計測期間６１では停止させていた擬似騒音６０２を付加音６０１の音圧レベルと同等の音圧レベルで放射する。そして、出力部３５は次の準計測期間６１にシークエンスが進むと、擬似騒音６０２の出力を停止させるとともに、付加音６０１の出力のみを維持する。 このように緩和音６００を制御することによって、撮像シークエンス中に生じる音に断続性を解消しつつ、連続的に協和音程を構成する音が聞こえる環境をつくることができる。患者にとっては騒音が断続的に聞こえる状況が防止されるため、より不快感を低減することにつながる。

また、図１１に示すように、計測後期間６３における緩和音６００の大きさは、コンピュータ１０によって緩和音６００の大きさを正弦波的、線形的、あるいは２次関数的に減衰させてもよい。

なお、図８や図９では、緩和音６００は計測前期間５２、計測期間５１、準計測前期間６２、準計測期間６１、及び準計測後期間６３において制御されていたが、図１０や図１１に示すように、第１実施形態と同様に、計測後期間５３においても制御することが可能である。図１１に示すように、計測後期間５３では計測が終了するためにＭＲＩ装置１から発生する騒音５００は停止する。計測後期間５３において、出力部３５は徐々に緩和音６００の大きさを減衰させて増幅器４１に送り、適当に増幅された緩和音６００は、スピーカ４２を通してシールドルーム３００内あるいは撮像空間１００内に置かれた被検体２００に向けて放射してもよい。

また、計測後期間５３における緩和音６００の大きさは、コンピュータ１０によって制御される。その制御について、図１０や図１１では計測後期間５３における緩和音６００の大きさを正弦波的に減衰させているが、線形的に減衰させてもよいし、あるいは２次関数的に減衰させてもよい。

さらに、図８や図１０では、計測期間５１中に準計測期間６１が２つ含まれている例を示しているが、計測期間５１中に含まれる準計測期間６１は３つ以上であっても同じ制御をすることができる。

さらに、スピーカ４２は操作者（図示せず）と被検体２００との前記会話用スピーカを使用してもよい。また、本発明を実施する目的で、シールドルーム３００内に、別途スピーカを備えてもよい。

１ ＭＲＩ装置
２ 静磁場発生手段
３ 傾斜磁場コイル
４ 照射コイル
５ カバー
６ 寝台
７ 受信コイル
１０ コンピュータ
２１ シーケンサ
２２ 傾斜磁場電源
２３ 信号処理部
３０ 緩和音制御部
３１ 騒音特定部
３２ 周波数計算部
３３ 付加音作成部
３４ 合成部
３５ 出力部
４１ 増幅器
４２ スピーカ
５１ 計測期間
５２ 計測前期間
５３ 計測後期間
６１ 準計測期間
６２ 準計測前期間
６３ 準計測後期間
１００ 撮像空間
２００ 被検体
３００ シールドルーム
５００ ＭＲＩ装置から発生する騒音
５９９ 合成音
６００ 本発明の緩和音
６０１ 緩和音を構成する付加音
６０２ 緩和音を構成する擬似騒音

Claims (7)

1. 静磁場発生手段と、
   傾斜磁場発生手段と、
   核磁気共鳴信号取得手段と、
   静磁場と傾斜磁場とによって発生する音に対して協和音程の関係になる音を発する緩和音発生手段と、を備える
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記緩和音発生手段は、
   傾斜磁場コイルに印加される電流パターンに応じて発生する騒音の主周波数Ｆを特定する騒音特定部と、
   前記周波数Ｆの概略整数比の関係となる周波数Ｆｎを演算する付加音作成部と、
   前記付加音作成部から出力された周波数に基づき緩和音をつくる合成部と、
   前記合成部から出力される緩和音の音圧を制御する出力部と、
   を構成に有する
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記緩和音は、前記傾斜磁場発生手段に電流が印加される前から漸増的に音圧が上昇するように制御される
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記緩和音は、前記傾斜磁場発生手段に電流が印加される前から漸増的に音圧が上昇するように制御され、かつ前記傾斜磁場発生手段に電流が印加される期間内は音圧が一定に維持される
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項３または請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記緩和音は、前記傾斜磁場発生手段に対する電流供給が停止した直後から前記緩和音の大きさが漸減的に減衰するように制御される
   ことを特徴とする請求項１乃至請求項２のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記緩和音は、前記傾斜磁場発生手段に電流が印加される前に放射される音と、前記傾斜磁場発生手段に電流が印加される期間内に放射される音との間で、周波数特性が異なる
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記傾斜磁場発生手段に電流が印加される前に放射される音は、前記傾斜磁場発生手段に印加される電流パターンに応じて発生する騒音の主周波数成分Ｆと、前記周波数成分Ｆと概略整数比の関係を有するＦｎとの合成音であって、
   前記傾斜磁場発生手段に電流が印加される期間内に放射される音は、前記周波数成分Ｆと概略整数比の関係を有するＦｎの合成音である
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。