低声学噪声磁共振图像采集

本发明是在政府支持下，在由美国国会指导的医学研究计划(U.S.CongressionalDirected Medical Research Program)授予的合同号W81XWH-16-2-0054下进行的。政府拥有发明的某些权利。

背景技术

本文所公开的主题涉及与磁共振成像相关联的声学和振动。

非侵入性成像技术允许获得患者的内部结构或特征的图像，而无需对患者执行侵入性操作。具体地，此类非侵入性成像技术依赖于各种物理原理(诸如X射线穿过靶标体积的差分透射、该体积内的声波反射、该体积内的不同组织和材料的顺磁属性、靶向放射性核素在体内的分解等等)来采集数据和构建图像或者以其他方式表示观察到的患者的内部特征。

例如，磁共振成像(MRI)检查基于主磁场、射频(RF)磁场和时变梯度磁场之间与在感兴趣的受试者(诸如患者)体内的旋磁材料的交互作用。某些旋磁材料，诸如水分子中的氢核，具有响应于外部磁场的特征性能。这些核的自旋的进动能够通过操纵场以产生能够被检测、处理并且用于重建有用图像的RF信号来影响。

然而，磁共振成像技术倾向于与高级的声学噪声和振动相关联。虽然这对于患者清醒和警觉的典型检查可能仅是微小问题，但是在患者打算放松或睡眠的情况下可能存在问题。以举例的方式，通常与磁共振成像相关联的噪声和振动可使得成像模态不适用于睡眠研究或噪声和振动为破坏性的其他上下文。

发明内容

下文示出了本文所公开的某些实施方案的概述。应当理解，提供这些方面仅仅是为了向读者提供这些特定实施方案的简要概述，并且这些方面并非旨在限制本公开的范围。实际上，本公开可涵盖下文可能未示出的各个方面。

根据一个实施方案，提供了一种用于执行磁共振(MR)图像采集的方法。根据该实施方案，对于MR图像采集的声学主导梯度轴：通过用MR成像系统的关于频率(ARF)的声学响应函数(ARF)对梯度波形的振幅谱w(f)进行加权来计算声压级谱(SPLS)；在ARF上频率范围内选择一个或多个频率，其中选择一个或多个频率以降低声学噪声；使用一个或多个频率计算修改的梯度波形；一个或多个其他轴上的梯度波形与修改的梯度波形同步；并且修改的梯度波形用于MR图像采集以采集MR图像数据。如本文所用，确定哪个轴为声学主导可包括测量每个梯度轴的声压级(诸如以dBA)，其中关闭其他梯度，然后比较结果。具有最高SPL的梯度轴被认为相对于其他轴为声学主导。该测试也可应用于梯度波形内的特定时间段(即，梯度波形内不同的时间间隔可被认为具有不同的声学主导轴)。

根据进一步的实施方案，提供了一种磁共振(MR)成像系统。根据该实施方案，MR成像系统包括：MR扫描器，该MR扫描器包括主磁体线圈、梯度线圈和RF线圈；和控制和分析电路，该控制和分析电路与MR扫描器通信并且被配置为操作主磁体线圈、梯度线圈和RF线圈。控制和分析电路被配置为执行一个或多个存储例程以致使执行动作，包括：对于MR图像采集的声学主导梯度轴：通过用MR成像系统的关于频率的声学响应函数(ARF)对梯度波形的振幅谱进行加权来计算声压级谱(SPLS)；选择ARF上频率范围内的一个或多个频率，其中选择一个或多个频率以降低声学噪声；使用一个或多个频率计算修改的梯度波形；使一个或多个其他轴上的梯度波形与修改的梯度波形同步；以及基于修改的梯度波形对MR成像系统执行脉冲序列以采集MR图像数据。

根据附加的实施方案，提供了一种用于在安静环境中(诸如在期望患者在整个MRI检查中睡眠的情况下，或者在期望抑制MRI检查的典型大声噪声的MRI检查中)采集患者的磁共振(MR)图像的方法。根据该实施方案，对于一个或多个脉冲序列，基于MR成像系统的声学响应函数(ARF)和来自每个脉冲序列的声学主导轴的相应梯度波形的梯度波形振幅谱来计算声压级谱(SPLS)。对于每个SPLS，通过识别ARF内的一个或多个局部低值或极小值并且选择与该局部低值或极小值相关联的一个或多个频率来选择一个或多个频率。对于每个SPLS，使用一个或多个频率计算修改的梯度波形。一个或多个其他轴上的梯度波形与修改的梯度波形同步。基于修改的梯度波形，使用一个或多个脉冲序列来采集睡眠患者的MR扫描数据，作为需要静音扫描的MRI检查的示例。基于MR扫描数据重建一个或多个图像。从一个或多个图像中提取一个或多个成像生物标志物。

附图说明

当参考附图阅读以下详细描述时，将更好地理解本发明的这些和其它特征、方面和优点，附图中相同的符号在整个附图中表示相同的部分，其中：

图1示出了根据本公开的各方面的磁共振成像(MRI)系统；

图2描绘了根据本公开的各方面的确定修改的梯度波形的方法流程的示例；

图3描绘了根据本公开的各方面的梯度波形振幅谱w(f)的曲线图的示例；

图4描绘了根据本公开的各方面的作为相应MRI系统的频率函数ARF(f)的声学响应函数的曲线图的示例；

图5描绘了根据本公开的各方面的声压级谱(SPLS)的曲线图的示例；

图6描绘了根据本公开的各方面的在一个或两个修改步骤之前和之后的梯度波形的曲线图的示例；

图7描绘了根据本公开的各方面的在一个或两个修改步骤之前和之后的梯度SPLS的曲线图的示例；

图8描绘了根据本公开的各方面的常规脉冲序列、声学噪声降低的脉冲序列和环境噪声的声学噪声度量的曲线图；

图9描绘了根据本公开的各方面的常规脉冲序列和声学噪声降低的脉冲序列的MR图像质量的示例；并且

图10描绘了根据本公开的各方面的监测睡眠患者的方法流程的示例。

具体实施方式

在下文将描述本发明的一个或多个具体的实施方案。为了提供这些实施方案的简明描述，并非实际具体实施的所有特征都要在说明书中进行描述。应当理解，在任何此类实际具体实施的开发中，如在任何工程或设计项目中，必须做出许多特定于具体实施的决策以实现开发者的具体目标，诸如遵守可能因具体实施而不同的系统相关和业务相关约束。此外，应当理解，此类开发努力可能是复杂且耗时的，但对于受益于本公开的普通技术人员来说仍然是设计、制作和制造的常规任务。

当介绍本公开的各种实施方案的元件时，词语“一个”、“一种”、“该”和“所述”旨在意指存在这些元件中的一个或多个元件。术语“包含”、“包括”和“具有”旨在是包含性的，并且意指除了列出的元件之外还可存在附加元件。此外，以下讨论中的任何数值示例旨在非限制性的，并且因此附加的数值、范围和百分比在所公开的实施方案的范围内。

提供了一些广义信息以用于关于本公开的各方面的一般情况，并且有利于理解和解释本文所述的某些技术概念。

一般来讲，磁共振成像(MRI)基于主磁场、时变梯度磁场和射频(RF)场与在感兴趣的受试者(例如，患者)体内的旋磁材料的交互作用。某些旋磁材料(诸如水分子中的氢核)具有响应于外部电磁(EM)场(例如，恒定的或时变的电场、磁场或它们的组合)的特征性能。这些核的自旋的进动能够通过操纵场以产生能够被检测、处理并且用于重建有用图像的RF信号来影响。在医学成像的上下文中，MRI可非侵入性地允许生物标志物的可视化以及此类生物标志物在人体内的流动或扩散。然而，MRI数据的采集通常与高声学噪声级相关联，这可能使其不适用于某些上下文。具体地，MRI梯度中的电流在强(即，主)磁场中产生洛伦兹力，从而导致强的振动和声学。高级的声学噪声和振动可使得MRI不适用于在睡眠时对患者进行成像，诸如对于睡眠研究。

考虑到前述内容，本文所述的技术可用于解决高声学噪声级和通常与MRI相关联的振动。以举例的方式，在某些具体实施中，通过限制梯度波形的频率和振幅来表征和修改一个或多个MRI脉冲序列的声学噪声级，以便在MRI检查期间使用修改的波形时产生较少的噪声和振动。这样，可获得相对较低的声压级以益于患者在被成像时能够睡眠。

本文所述的低噪声、低振动MRI采集可使得任何MRI采集方法能够在睡眠期间或当需要安静MRI扫描时为可行采集。这继而可允许在患者睡眠时或在不存在听觉刺激的情况下进行图像重建以及基于MRI的成像生物标志物的提取、对脑活动变化的检测和/或对由于脑中扩散率或流量而引起的变化的测量。睡眠期间的此类MRI测量可用于测量可能暗示神经退行性疾病、中风或外伤性脑损伤的生理变化(诸如血液流动、脑活动和/或淋巴流动)。在安静MRI检查期间对脑活动或功能的测量将排除主要源于与常规MRI检查相关联的典型噪声的听觉刺激的脑活动。

此外，根据本文所述的低噪声、低振动技术采集的成像生物标记物可与其他非MRI输入(诸如脑波、睡眠阶段、纺锤波等)同步，以用于生理阶段的相关。以举例的方式，可使用EEG采集脑活动，当用MRI测量时，这涉及附加的设置和成本。此外，功能MRI(fMRI)采集可提供脑活动信息，但是通常具有非常高的声学噪声。通过使用低声学噪声fMRI采集，脑活动信息可用于确定可指示不同睡眠阶段的不同脑波存在，诸如REM睡眠期间存在的Δ波。此外，在其他检查中，低声学噪声fMRI采集可用于不被听觉响应或刺激混淆的确定的脑激活和连接模式，从而允许更好地评估脑活动模式。

本文所述的低声学噪声MRI的另一个潜在益处涉及评估在睡眠期间脑中的流体流量和代谢物清除机制(诸如，淋巴流量和间质流体流量)的能力。此类测量当前需要侵入性的示踪剂研究以及需要造影剂。扩散和流动MRI采集可提供描绘流体流量和代谢物清除的存在的扩散率和速度(即，流量)信息。此外，在动物研究中已经证明淋巴流动仅在第3阶段睡眠中发生，并且在人类研究中从未被非侵入性地证明。根据当前所述的技术执行低声学噪声、低振动扩散和流动MRI采集的能力将允许在睡眠期间检测流动清除的变化。此外，根据本技术，可在睡眠期间执行其他MR成像技术，诸如利用单个扩散序列以提供扩散率和速度信息两者的那些技术。

虽然前面描述了本文所述的低噪声、低振动技术的各种益处，但是可采取附加的步骤以解决归因于通过修改脉冲序列来降低噪声级而导致的可能性能劣化。例如，在一个实施方案中，可逐波形地修改梯度波形输出，以平衡(例如，优化)可接受的声学噪声级和性能，以便限制性能劣化。具体地，较低的波形频率和振幅通常导致MRI性能劣化或MRI梯度转换速率显著降低，从而导致较长的回波时间(产生较低的SNR)和较长的回波间距(产生较差的图像失真)。如本文所述，可通过限制频率和振幅来实现平衡，以实现足够的MRI性能。

考虑到前述内容，本文所述的实施方案可使用MRI系统或在MRI系统上实现，其中特定成像例程由用户(例如，放射科医生)发起。因此，系统可执行数据采集、数据重建，并且在某些情况下，执行图像合成。因此，参考图1，成像系统10被示意性地示出为包括扫描器12、扫描器控制电路14和系统控制电路16。

该成像系统10还包括：远程访问和存储系统18和/或设备，诸如图像存档和通信系统(PACS)；或其它设备，诸如远程放射设备，使得能够现场访问或异地访问由成像系统10采集的数据。这样，可采集MRI数据，然后进行现场或异地处理和评估。虽然成像系统10可包括任何合适的扫描器或检测器，但在例示的实施方案中，成像系统10包括具有外壳20的全身扫描器12，穿过该外壳形成开口(例如，环形开口)以容纳孔管22。孔管22可由任何合适的材料(诸如非金属和/或非磁性材料)制成。工作工作台可移入孔管22中，以允许患者26定位在其中，以用于对患者体内所选的解剖结构进行成像。在一些实施方案中，孔管22可环绕整个受试者或仅环绕其一部分(例如，患者的头部、胸腔或四肢)。在一些实施方案中，孔管22可支撑工作台和/或接合部件(例如，马达、滑轮和/或滑块)。

扫描器12可包括用于产生受控电磁场的一系列相关联导电线圈，该受控电磁场用于激发受试者待成像的解剖结构内的旋磁材料。具体地，提供了主磁体线圈28，以用于生成与孔管22大致对准的主磁场。主磁体线圈28和屏蔽线圈32可由超导材料制成。在一些实施方案中，热屏蔽罩34和真空容器36包封线圈28、32。此外，在一些MR磁体(诸如氦浴冷却磁体)中，冷冻剂(例如，氦气)容器30可有助于线圈保持低温。在MRI磁体的其他实施方案中，诸如在传导冷却或热虹吸冷却磁体中，氦气容器30可能不是维持低温温度所必需的。

一系列梯度线圈(统称为38)允许在检查序列期间生成受控梯度磁场，以用于对患者26体内的某些旋磁核进行位置编码。另外，RF线圈40可生成射频脉冲，以激发患者26体内的某些旋磁核。除了可位于扫描器12本地的线圈之外，成像系统10还可包括放置在患者26(例如，抵靠患者)近侧的一组接收线圈42(例如，线圈阵列)。例如，接收线圈42可包括颈部/胸部/腰部(CTL)线圈、头部线圈、单面脊线圈等。一般来讲，接收线圈42被放置成靠近患者26或位于患者顶部，以便接收在患者26体内的某些旋磁核返回到其松弛状态时由该旋磁核生成的弱RF信号(例如，弱是相对于由扫描器线圈生成的传输脉冲而言)。在一些实施方案中，RF线圈40可传输和接收RF信号，从而实现接收线圈42的作用。在其他实施方案中，接收线圈42可能够将RF信号传输到RF线圈40。

成像系统10的各种线圈可位于扫描器12的外壳20内并且由外部电路控制，以生成所需的场和脉冲并且以受控方式读取来自旋磁材料的发射。在例示的实施方案中，主电源44向主磁线圈28提供电力以生成主磁场。驱动电路50可包括放大和控制电路，以用于按照由扫描器控制电路14输出的数字化脉冲序列的限定向线圈供应电流。

提供了RF控制电路52，以用于调节RF线圈40的操作。RF控制电路52包括用于在有源操作模式和无源操作模式之间交替的切换设备，RF线圈40在这两种操作模式下分别传输信号和不传输信号。RF控制电路52还可包括放大电路以生成RF脉冲。类似地，接收线圈42或RF线圈40(在没有实现单独的接收线圈42的情况下)连接到切换装置54，该切换装置能够使接收线圈42在接收模式和非接收模式之间切换。因此，在接收模式下，接收线圈42可与通过释放患者26体内的旋磁核而产生的RF信号谐振，而在非接收模式下，避免与RF信号谐振。此外，接收电路56可接收由接收线圈42检测到的数据，并且可包括一个或多个多路复用和/或放大电路。

应当指出的是，虽然上述扫描器12和控制/放大电路被示出为由单根线连接，但可根据具体实施使用一根或多根缆线或连接器。例如，可使用单独的线进行控制、数据通信、电力传输等。此外，可沿每种类型的线设置合适的硬件，用于正确处理数据和电流/电压。实际上，可在扫描器12与扫描器控制电路14和/或系统控制电路16之间设置各种滤波器、数字转换器和处理器。

如图所示，扫描器控制电路14包括接口电路58，该接口电路输出用于驱动梯度场线圈38和RF线圈40以及用于接收表示在检查序列中产生的磁共振信号的数据的信号。接口电路58可连接至控制和分析电路60。基于经由系统控制电路16选择的限定协议，控制和分析电路60执行用于驱动电路50和RF控制电路52的命令。

控制和分析电路60还可用于接收磁共振信号，以及在将数据传输至系统控制电路16之前执行后续处理。扫描器控制电路14还可包括一个或多个存储器电路62，该一个或多个存储器电路在操作期间存储配置参数、脉冲序列描述、检查结果等。

第二接口电路64可将控制和分析电路60连接到系统控制电路66，以用于在扫描器控制电路14与系统控制电路16之间交换数据。系统控制电路16可包括第三接口电路68，该第三接口电路从扫描器控制电路14接收数据并且将数据和命令传输回扫描器控制电路14。与控制和分析电路60一样，系统控制电路66可包括在多用途或专用计算机或工作站中的计算机处理单元(CPU)。系统控制电路66可包括或连接到第二存储器电路70，以存储用于操作成像系统10的编程代码，以及存储经处理的线圈数据以供稍后重建、显示和传输。编程代码可执行一个或多个算法，该算法被构造成在由处理器执行时执行采集数据的重建。

可提供另外的输入输出(I/O)接口72，以用于与外部系统部件(诸如远程访问和存储系统18)交换线圈数据、配置参数等。最后，系统控制电路66可通信地耦接到各种外围设备，以促进操作员界面并且产生重建图像的硬拷贝。在例示的实施方案中，这些外围设备包括打印机74、监视器76和用户界面78，该用户界面例如包括诸如键盘、鼠标、触摸屏(例如，与监视器76集成在一起)等设备。

在一些实施方案中，可实现重建模块80以将线圈数据重建为可视图像。此外，重建模块80可被实现为将由计算机系统的一个或多个处理器执行的软件。除此之外或另选地，重建模块可包括计算机，该计算机包括存储器和一个或多个处理器，软件模块可在该一个或多个处理器上运行。重建图像可被发送到例如存储系统18和/或监视器76以供查看。

考虑到前述内容，并且转到图2，示出了用于修改梯度波形的方法流程的示例。如该方法流程示例所示，首先选择(步骤100)声学主导梯度轴。这可以是针对所考虑的特定脉冲序列产生最高声压级(SPL)的轴。例如，如本文所用，确定哪个轴为声学主导可包括测量每个梯度轴的声压级(诸如以dBA)，其中关闭其他梯度，然后比较结果。对于给定的梯度波形，具有最高SPL的梯度轴被认为是相对于其他轴为声学主导。该测试也可应用于梯度波形内的特定时间段(即，梯度波形内不同的时间间隔可被认为具有不同的声学主导轴)。

对于声学主导轴，初始提供或采集作为频率函数(由附图标记110或w(f)表示，w(f)的示例在图3中示出)的梯度波形振幅(与脉冲序列相关联)，以及相应MRI系统的声学响应函数(ARF)，该ARF作为频率函数(由附图标记112或ARF(f)表示，ARF(f)的示例在图4中示出)可采用每个梯度振幅声压级的形式。以举例的方式，图4描绘了作为频率函数绘制的ARF112的示例，如通过声学噪声表征MRI梯度磁体系统(例如，梯度线圈38)所测量或确定的。相似地，图3描绘了表征脉冲序列梯度波形的示例，对于给定的脉冲序列梯度波形，此处为梯度波形振幅-频率表征w(f)110。在该示例中，基于一个或多个硬件性能极限或由性能标准(诸如回波时间、回波间距等)确定合适的频率范围(即，如图3和图4所示的频率范围114)。以举例的方式，可基于实现对脉冲序列的相关成像响应所需的来确定最小频率，同时最大频率可以是基于成像系统、患者或协议的最大允许频率。

返回图2，ARF(f)112和w(f)110用作输入以计算(步骤116)或以其他方式确定声压级谱SPLS 118。在一个示例中，ARF(f)112用于对每个频率下的波形振幅谱w(f)110进行加权(例如，相乘)以生成SPLS 118。在此类示例中，当对由ARF(f)112表征的MRI系统执行对应于w(f)的脉冲序列时，SPLS 118对应于原本将经历的噪声电平。SPLS 118的示例在图5中示出。

如图2和图4所示，基于ARF 112，选择(步骤128)频率的可允许范围114内的一个或多个合适(例如，最佳)频率130。以举例的方式，所选择的频率130可被识别为ARF 112内的局部低值或极小值以减少或最小化SPLS 118。在一个此类示例中，可选择128等于或高于最小化声学噪声的频率范围114的最小频率的频率。使用所选择的频率130计算(步骤138)修改的梯度波形140(例如，低声学噪声梯度波形)。以举例的方式，计算低声学噪声梯度波形可包括基于所选择的频率修改MRI采集所需的初始梯度波形的频率和振幅。

图6示出了对回波平面读出梯度的此类修改的示例。原始波形132对应于频域中的原始梯度振幅波形谱110。在该示例中，通过将梯度波形的宽度加倍并且将该梯度波形的振幅减半来修改该梯度波形，从而得到修改的梯度波形140A。加倍宽度导致基础频率为原始频率的一半，从而允许定位成接近声学响应函数112中的极小值。减半的梯度振幅使SPL进一步减少。注意，在该示例中，接收器带宽也减半。梯度波形的频率成分可通过将其形状从梯形改变为例如正弦而进一步修改，从而产生修改的梯度波形140B。这用于减少或消除谐波成分，导致SPL进一步减少。在这种情况下，重新划分网格作为图像重建方法的一部分来执行。图7示出了对SPLS(在频域中)的这些修改的结果。具体地，SPLS波形118对应于原始梯度波形132，SPLS波形134对应于修改的梯度波形140A，并且SPLS波形136对应于修改的梯度波形140B。返回图2，其他轴上的梯度波形与修改的梯度波形140同步(步骤142)。然后，低声学噪声修改的梯度波形140可用作MRI采集的一部分，以允许基于期望的脉冲序列采集图像数据，而具有较少的声学噪声和/或振动，以使得在某些具体实施中，患者可在采集期间睡眠。

作为图2所示方法的变型，脉冲序列可被分成不同的时间段，并且图2的方法单独应用于每个时间段。在这种情形下，可针对每个时间段确定不同的主导梯度轴，并且相应地用于修改梯度波形的方法应用于该轴。此外，该方法提供局部治疗，其中仅修改每个轴上梯度波形的特定区段。也就是说，它仅解决来自对SPLS和波形振幅谱的分析的声学噪声的主导源。

以举例的方式，并且转到图8，以图形形式提供了本文所讨论的技术的结果的示例。如图8所示，竖轴示出了以A加权分贝(dBA)测量的声压级(SPL)。左侧示出了扩散加权/张量成像(DTI)脉冲序列和无噪声调整的fMRI脉冲序列(即，标准具体实施)。如该示例中所见，与两个序列相关联的SPL大约为100dBA，其中fMRI序列略超过100dBA。相反，使用本文所讨论的技术计算的相同脉冲序列的声学噪声优化版本在图中间示出。在该示例中，与声学降噪DTI和fMRI脉冲序列两者相关联的SPL大约为70dBA。右侧所示的测试位点处的环境(即，背景)噪声小于与降噪脉冲序列相关联的声学噪声，但是仍然大于60dBA。

此外，相对于图像质量，图9可视地示出了使用常规脉冲序列获得的MR扩散图像相对于使用在采集期间具有降低的声学噪声特性的脉冲序列获得的MR扩散图像的相对图像质量。在该示例中，示出了使用常规脉冲序列(顶行)和使用本文所讨论的技术(底行)计算的相同脉冲序列的声学噪声优化版本所采集的平均扩散率(MD)、分数各向异性(FA)、正交K(尖峰)和平行K图像。如该示例所示，使用常规脉冲序列和声学降噪脉冲序列两者获得相当的图像质量。

考虑到前述内容，并且转到图10，提供了患者26经历MRI扫描(步骤150)的具体实施的示例的方法流程。根据一个实施方案，患者26在扫描150期间睡眠，尽管患者26在其他实施方案中可以是清醒的。根据某些具体实施，MRI扫描150可采用使用本文所述的技术生成或修改的脉冲序列，以便具有低的或降低的声学噪声特性。可重建(步骤152)由MRI扫描150采集的图像数据以生成一个或多个图像或体积。然后，可处理重建的图像或体积以提取(步骤160)一个或多个成像生物标志物。以举例的方式，在MRI为fMRI采集的具体实施中，提取的成像标志物可对应于脑活动。相反，在MRI为扩散或流动MRI采集的具体实施中，提取的成像标志物可对应于扩散，该扩散可用于确定扩散率和/或速度(流量)信息中的一者或两者。

除了MR成像之外，在所描绘的示例中，还为患者26采集非MR数据，诸如与MRI扫描同时进行。在该示例中，采集(步骤170)脑电图(EEG)、心电图(ECG)、视觉摄像头(例如，SMARTVISION)或其他非MRI数据类型中的一者或多者。从重建MR图像中提取的非MRI数据和生物标志物可同步或作为一个或多个分析例程的一部分以其他方式匹配(步骤174)。以举例的方式，在一个具体实施中，非MR成像输入(诸如EEG、ECG和/或视觉摄像头检测)与从MR图像提取的成像生物标志物同步，以使成像生物标志物与非成像事件(例如，心脏或脑活动、患者运动等)相关。如所描绘的示例所示，此类分析例程的输出180可为脑激活数据(诸如可以以fMRI采集来采集)或扩散率数据和/或速度测量结果(诸如可以以扩散或流动MRI采集来采集)中的一者或多者。在所描绘的示例中，输出180继而可用于重新参数化或以其他方式控制附加的MRI采集150，诸如在睡眠研究的过程。在输出为脑激活数据的上下文中，此类脑激活输出可用于检测或确定可用于推断患者26的睡眠阶段的脑波，诸如Δ波。

本发明的技术效果包括降低的声学噪声和振动MRI采集以适用于睡眠研究或在MRI检查期间需要安静环境的检查。在某些具体实施中，通过限制梯度波形的频率和振幅来表征和修改一个或多个MRI脉冲序列的声学噪声级，以便在MRI检查期间使用修改的波形时产生较少的噪声和振动。这样，可获得相对较低的声压级以益于患者在被成像时能够睡眠。

该书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使本领域技术人员能够实践本发明，包括制造和使用任何设备或系统以及执行任何包含的方法。本发明的专利范围由权利要求书限定，并且可包括本领域技术人员想到的其它示例。如果此类其他示例具有与权利要求书的字面语言没有区别的结构元件，或者如果它们包括与权利要求书的字面语言具有微小差别的等效结构元件，则此类其他示例旨在落入权利要求书的范围内。