专利名称：用于在磁共振成像系统内提供电缆的设备和方法
技术领域：
一般来说，本文公开的主题涉及诊断成像系统，并且更具体来说，涉及在磁共振成像(MRI)系统内安装线缆，特别是提供MRI系统内的电连接的线缆。
背景技术：
MRI系统能够包括超导磁体，它生成时间恒定(即，均勻和静态)主磁场或主要磁场。通过使用经由在MRI系统的扫描架内延伸的线缆接收信号的磁梯度线圈激发主磁场内的磁矩，来实现MRI数据获取。例如，为了对感兴趣区域成像，依次使磁梯度线圈发脉冲 (pulse)，以便在MRI扫描仪de膛中创建脉冲磁梯度场，从而选择性地激发与感兴趣区域对应的体积，以便获取感兴趣区域的MR图像。生成的结果图像显示了感兴趣区域的结构和功能。在常规MRI系统中，梯度线圈的电连接的安装布置必须充分支承向梯度线圈传递信号的电缆。具体来说，(例如作为脉冲序列的一部分)施加到梯度线圈以生成时变磁场的电流脉冲能够感应涡流，涡流引起梯度线圈的运动或振动。如果没有提供充分支承并且在线圈发脉冲期间例如从电磁耦合和振动产生过度运动，则在结果图像中会引起图像伪影 (例如，图像中的白像素)。但是，如果安装布置过于刚性，则因电磁耦合和振动而将在梯度线圈端子上施加应力，这会导致破坏电缆或端子。已知方法和安装布置、例如尝试解决这些问题的支架和薄板难以安装、笨重、昂贵，并且可能要求附加组件、如应变释放，这会引起其它问题(例如，紧固件松动)。这些已知方法和安装布置同样仍然可遭受与提供不充分支承或过多支承关联的问题的一部分。
发明内容
按照一个实施例，提供一种用于磁共振成像(MRI)系统的线缆组装件，它包括限定具有截面的沟槽的刚性支承结构以及具有比沟槽的截面更小的截面的电缆。电缆固定在刚性支承结构的沟槽内，其中刚性支承结构配置用于耦合到MRI系统的固定组件，以便阻止与电缆连接的活动组件的移动。按照另一个实施例，提供一种用于磁共振成像(MRI)系统的电连接布置，它包括 MRI系统的磁凸缘以及限定沟槽并且耦合到磁凸缘的刚性导管。电连接布置还包括在刚性导管内延伸和固定的电缆以及电端子，其中电缆的一个末端连接到电端子。按照又一个实施例，一种用于提供磁共振成像(MRI)系统的支承电缆的方法，包括将电缆插入刚性导管内，并且将电缆固定在刚性导管内以形成线缆组装件。该方法还包括将线缆组装件耦合到MRI系统的磁凸缘，其中电缆的一个末端连接到MRI系统的梯度线圈的梯度线圈端子。
图1是按照多种实施例形成的线缆支承布置的简化框图。
图2是示出具有与其连接的按照多个实施例形成的线缆支承布置的磁共振成像 (MRI)系统的磁凸缘的简图。图3是通过按照一个实施例形成的支承结构的直径截取的截面图。图4是沿图3的支承结构的长度截取的截面图。图5是通过按照另一个实施例形成的支承结构的直径截取的截面图。图6是示出支承结构的卷曲状态的、图5的支承结构的截面图。图7是沿图5和图6的支承结构的长度截取的截面图。图8是通过按照另一个实施例形成的支承结构的直径截取的截面图。图9是示出支承结构的卷曲状态的、图8的支承结构的截面图。图10是沿图8和图9的支承结构的长度截取的截面图。图11是示出具有按照多种实施例的连接布置的MRI系统的一部分的简化图。图12是按照多种实施例、用于提供MRI系统的支承电缆的方法的流程图。图13是其中可实现按照多种实施例形成的线缆支承布置的MRI系统的示图。图14是示出其中可实现按照多种实施例形成的线缆支承布置的MRI系统示意框图。
具体实施例方式当结合附图阅读时，将更好地理解前文概述以及某些实施例的下面的详细描述。 就附示多种实施例的功能块的示意图而言，这些功能块不一定指示硬件电路之间的划分。因此，例如这些功能块的其中一个或多个(例如，处理器或存储器)可以在单件硬件 (例如，通用信号处理器或随机存取存储器、硬盘等)中实现。类似地，程序可以是独立程序，可以结合为操作系统中的子例程，可以是已安装软件包中的功能，等等。应当理解，多种实施例并不局限于附图所示的布置和工具。正如本文所使用的，以单数形式或不定冠词“一”开头引述的元件或步骤应理解为不排除多个所述元件或步骤，除非是明确地指出了此类排除。而且，对“一个实施例”的引述无意解释为排除也并入所引述的特征的额外实施例的存在。而且，除非明确地相反指出， 否则“包括”或“具有”含具体属性的一元件或多个元件的实施例可以包含不含该属性的额外的此类元件。提供用于支承和安装磁共振成像(MRI)系统内诸如电缆之类的电连接的方法和设备。例如，多种实施例提供围绕用于梯度线圈电连接的电缆的至少一部分的支承结构 (例如，导管或沟槽)。线缆可通过不同方式保持在支承内，包括例如通过罐封或卷曲。通过实践至少一个实施例，MRI系统内的电缆振动被阻止，并且在例如到梯度线圈的连接处被释放。应当注意，多种实施例并不局限于带电缆的实现，而是可与诸如光缆等等的其它线缆结合使用。另外，虽然可描述其中向梯度线圈提供电连接的多种实施例，但是可进行其它连接，例如到MRI系统内的射频(RF)线圈的连接。图1示出按照多种实施例形成的线缆支承布置20的简化框图。线缆支承布置20 采用支承结构M来支承和保持线缆22，支承结构M刚性安装在MRI系统内，但是还允许吸收由例如电磁耦合和振动所引起的力。支承结构M可以是能够支承其中的线缆22的至少一部分的任何结构，例如围绕线缆22的一部分或全部的导管或沟槽。例如，支承结构M可以是截面(例如，直径)略大于线缆22的截面的导管，使得在支承结构M内的线缆22周围沿圆周提供间隙26。间隙沈的大小可基于例如线缆22的大小、预计施加到线缆22的力的量等而改变。在一些实施例中，线缆22提供电源观(例如，脉冲发生源)与MRI系统内诸如活动的组件之类的一个或多个组件之间的电连接。例如，线缆22可以是提供MRI系统外部(或者MRI系统的磁系统外部)的电源28与MRI系统内的一个或多个组件之间的电连接的任何适当电缆或导线。一个或多个组件可以是MRI系统内需要功率或信号的任何组件，例如一个或多个梯度线圈30，它们经由诸如示为梯度线圈端子32的电气端子之类的连接构件连接到线缆22。连接构件可以是任何适当连接构件，例如适合于MRI系统的端子连接。应当注意，一个或多个梯度线圈30或关联组件在其操作期间可移动。线缆支承布置20可用于将线缆22安装到MRI系统的任何部分，例如诸如图2所示的磁凸缘40之类的固定组件，其中图2示出MRI系统的扫描架内部的一部分。应当注意， 支承结构M可围绕线缆22的整个长度或者线缆22的长度的一部分。例如，在围绕梯度线圈端子32、示为与线圈端子32相邻(例如，一英寸)的线缆22的一部分的端子区域42中， 线缆22可从支承结构M延伸而没有被支承结构M围绕。相应地，在这个端子区域42中， 没有支承多种实施例中的线缆22，这能够允许应变释放的灵活性。在图2中能够看到，支承结构M通过多个紧固件44安装到凸缘40，紧固件44可以是支架或者任何其它适当安装装置。应当注意，线缆22是为了便于说明而示出，但在一些实施例中由支承结构M部分或完全包含。紧固件44可通过螺栓或其它适当类型的固定构件而固定到凸缘40。应当注意，例如基于支承要求、线缆22的长度、线缆22的匝数或弯曲数等，可提供比所示的更多或更少的紧固件44。紧固件44固定到支承结构M的外面 (例如，固定到凸缘40的平坦端面)，以便牢固地保持支承结构M在凸缘40上的位置，使得在多种实施例中，支承结构M的至少一部分与凸缘40接触。但是，在其它实施例中，例如，如果紧固件44包括升高基底，则支承结构M可与凸缘40分隔某个间隔。紧固件44可与支承结构M分离或者形成为支承结构M的一部分。在一些实施例中，紧固件44包括用于在其中接纳支承结构M的周边的至少一部分并且将支承结构M 固定到凸缘40的弯曲部分。应当注意，可提供其它紧固件或组件，例如接口 48，它提供外部电源观(图1所示)与向梯度线圈30提供电力的线缆22之间的连接。在多种实施例中，与线缆22不同的附加线缆50(或导线)将电源观连接到接口 48。线缆50可以不包括支承结构对。所示实施例中的凸缘40是具有通过其中的膛46的磁凸缘。例如，凸缘40可设置在支承MRI系统的超导磁体的磁线圈支承结构56 (例如，磁体线圈架)的各个末端上。可提供将内支承结构讨安装到凸缘40的其它组件，如支架52。另外，磁线圈支承结构56可包括用于将磁线圈支承结构56保持在垂直取向并且可选地将凸缘40固定到诸如地板之类的支承以阻止或防止其移动的支柱58。可提供支承结构M的多种实施例和配置，并且现在将对其进行描述。应当注意， 虽然分离地示出和描述不同实施例，但是可组合实施例或者其特征的一个或多个。另外，考虑对所示实施例的不同配置和修改。图3和图4示出从具有通过其中、用于在其中接纳线缆22的通道或沟槽的导管60 (例如，刚性管)所形成的支承结构M的一个实施例。在多种实施例中，导管60形成为截面大于线缆22的截面以限定间隙沈的刚性结构。导管60 可由任何刚性材料来形成，例如由金属(例如，不锈钢)来形成。但是，可使用提供刚性性质的其它金属和非金属。导管60的刚度可基于导管60的长度、预计移动量等等来确定。在多种实施例中，将线缆22罐封或嵌入导管60内，其中线缆22呈螺旋形地绕有玻璃纤维，以便在罐封之后提供附加支承或加固。因此，图3和图4所示的支承结构M提供罐封在刚性空心导管60内的线缆22。将线缆22罐封在导管60内包括采用材料来填充间隙26。例如，在一些实施例中，线缆22插入导管60内，其中导管60此后填充有环氧树脂 62以填充间隙26。然后，环氧树脂62经过固化，例如环氧树脂62可通过任何适当固化过程、使用树脂和硬化剂来形成。其它材料可用于填充间隙26，例如泡沫，它们可具有膨胀性质以填充间隙26。应当注意，隔离片(未示出)可用于在罐封过程期间使线缆22在导管60内保持为居中。还应当注意，线缆22可在导管60的中心之内准确居中，但是可选地可在其中偏移， 这例如在罐封期间可能发生。因此，罐封过程采用一种材料来填充间隙沈，此种材料变硬以使得线缆22封闭在导管60内以阻止振动，并且还可起作用以阻止水分和其它腐蚀剂。罐封过程可基于预期或所需的抗振量来使填充材料硬化成不同硬度。能够看到，紧固件44可包括开口 64，供将导管60安装到凸缘40 (图2所示)中使用。例如，螺栓或其它固定构件可通过开口 64插入并且固定在凸缘40中的互补开口(例如，螺纹孔)内。在另一个实施例中，支承结构M包括如图5至图7所示的开槽导管70，其中开槽导管70没有形成如导管60那样的全封闭沟槽。与导管60相似，开槽导管70的截面大于线缆22的截面，以便在其中提供间隙。开槽导管70包括沿开槽导管70的周边轴向延伸槽 74。槽74限定开槽导管70的末端之间的间距，这允许机械卷曲，下面进行描述。导管70 再次由刚性材料来形成，但是可具有允许变形、压缩或卷曲以便将线缆22固定在开槽导管 70内的材料性质或厚度。在多种实施例中，线缆22插入开槽导管70内，并且停靠在开槽导管的内表面的一部分上，如图5所示。能够看到，间隙72沿线缆22的周边的一部分设置，包括在槽74处。 然后，例如通过使用压线钳(crimping plier)(或者其它适当装置)施加机械力而将槽74 挤压在一起或经过卷曲，以便减小末端之间的间距，这使槽74更小，并且将线缆22固定在开槽导管70内，如图6所示。应当注意，当压力施加到开槽导管70时，开槽导管70的结构还可略微变形，使得通过其中所限定的沟槽的截面略呈椭圆形状而不是圆形。但是，在其它实施例中，截面保持一般圆形形状。能够看到，图6中的线缆22的周边的大部分邻接开槽导管70的内表面，从而在已经施加压力以便使槽74更紧密地挤在一起之后，保持线缆22在开槽导管70中的位置。 在多种实施例中，施加到开槽导管70的压力压缩线缆22的周边的实质部分周围的开槽导管70。因此，线缆22保持在开槽导管70所限定的刚性沟槽内，开槽导管70可固定到凸缘 40(图2所示)，与导管60相似。在一些实施例中，一个以上线缆22可保持在支承结构M内，例如图8至图10所示。在这些实施例中，多个线缆22 (在图8至图10中示出两个线缆22)固定在可压缩支承结构80内。线缆22可以是例如正电连接电缆和负电连接电缆。与其它实施例相似，可压缩支承结构80 (这个实施例中在基底和侧面)的截面大于两个线缆22的截面。应当注意， 虽然可压缩支承结构80示为具有平坦基底82和两个角形壁84，但是可压缩支承结构80同样可具有与开槽导管70相似的基本圆形的截面。可压缩支承结构80包括可压缩的壁84。相应地，可压缩支承结构80再次由刚性材料来形成，但是可具有允许压缩或卷曲以便将线缆22固定在可压缩支承结构80内的材料性质或厚度。在多种实施例中，线缆22插入可压缩支承结构80内，并且停靠在可压缩支承结构 80的基底82的内表面上，如图8所示。然后，例如通过使用压线钳(或者其它适当装置) 施加机械力，角形壁84经过压缩和变形，例如挤压在一起或卷曲，以便减小角形壁84的末端之间的间距。例如，如图9所示，在压缩角形壁84之后，角形壁84可变形，以使得可压缩支承结构80的截面一般为矩形，以便限定其中的矩形沟槽，从而保持线缆22在平行布置中的位置。应当注意，在压缩之后，槽86仍然存在，但是线缆22在可压缩支承结构80内固定到位。在多种实施例中，施加到可压缩支承结构80的压力可使线缆22周围的可压缩支承结构80压缩和变形，使得线缆22保持为平行对齐。因此，线缆22保持在由可压缩支承结构80定义的刚性沟槽内，可压缩支承结构80可固定到凸缘40 (图2所示)，与导管60相似。考虑对多种实施例的变更和修改。例如，代替可压缩支承结构80，缠绕结构或方法可用于将两个线缆22 (或更多线缆22)沿平行轴结合在一起(与圆形导管相似)。在操作中，例如在梯度线圈30(图1所示)的发脉冲期间，抵消通过两个线缆22所传递的脉冲。 如图11所示，作为另一个示例，线缆22的长度例如在梯度线圈端子32处从支承结构M延伸，以便提供应变释放的灵活性。还应当注意，支承结构M可按预期或所需来确定大小和定形成例如具有不同形状截面，以及基于连接要求按预期或所需来弯曲或弄弯。因此，提供固定其中的电缆的用于MRI系统的支承和安装布置。支承结构提供支承线缆并且阻止诸如振动之类的移动的刚度。在多种实施例中，图12中示出用于提供MRI系统的支承电缆的方法90。方法90 包括在92将电缆插入支承结构中。电缆可以是任何适当线缆，例如能够传递电信号以控制 MRI系统的一个或多个梯度线圈的线缆。在多种实施例中，支承结构是在提供线缆周围的周边间隙的同时限定完全或部分围绕线缆的通道或沟槽的刚性结构。通过线缆插入支承结构内，线缆在94固定在其中，使得支承结构围绕整个线缆或者线缆的基本全部，从而形成线缆组装件。例如，支承结构可以是填充有环氧树脂的导管， 以使得线缆罐封在导管内。在其它实施例中，导管可开槽，以使得一个或多个线缆卷曲在其中。应当注意，线缆组装件可包括一定长度的线缆，其延伸到支承结构的末端以外、并因而是柔性的且定义柔性线缆部分。然后，线缆组装件在96耦合在MRI系统内，它然后能够提供例如(例如，MRI系统外部的)电源或脉冲源与诸如梯度线圈之类的内部组件之间的电连接。线缆组装件可耦合到MRI系统内的不同固定部分，例如耦合到磁凸缘。
可提供与诸如图13所示的成像系统100之类的不同类型的诊断医疗成像系统结合的多种实施例的支承线缆结构或组装件。应当理解，虽然成像系统100示为单形态成像系统并且可以是MRI系统，但是多种实施例可在多形态成像系统中或者通过多形态成像系统来实现。成像系统100可与不同类型的医疗成像系统相结合，例如计算机断层扫描(CT)、 正电子发射断层扫描(PET)、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)以及超声系统或者能够生成图像、特别是人的图像的任何其它系统。此外，多种实施例并不局限于用于对人体目标进行成像的医疗成像系统，而是可包括用于对非人体对象、行李等进行成像的兽医系统或非医疗系统。参照图13，成像系统100包括具有成像单元104(例如，成像扫描仪)的成像部分 102以及可包括处理器108或其它计算装置或控制器装置的处理部分106。具体来说，成像单元104使成像系统100能够扫描对象或患者114以获取图像数据，图像数据可以是对象或患者114的全部或者一部分的图像数据。成像单元104包括扫描架110，扫描架110包括允许获取图像数据的一个或多个成像组件(例如，扫描架110中的磁体或磁绕组)。在多形态成像系统中，除了用于磁共振成像的磁体之外，还可提供用于计算机断层扫描成像的χ 射线源和探测器、或者用于核医疗成像的伽马照相机。成像组件产生表示图像数据的信号， 将其经由可以是有线或无线的通信链路116传递给处理部分106。应当注意，信号可按照不同协议等等来配置。还应当注意，在由成像单元104进行的成像扫描期间，扫描架110和其上或其中安装的成像组件可保持固定或者围绕或沿着限定通过膛112的检查轴的旋转中心转动。患者114可使用例如电动台架118定位在扫描架110内。因此，在操作中，将成像组件的一个或多个的输出传送给处理部分106，反过来也是一样，这例如可包括通过控制接口 120向处理器108或者从处理器108传送信号。处理器108还可生成用于基于例如用户输入或预定扫描来控制电动台架118或成像组件的位置的控制信号。在扫描期间，来自成像组件的图像数据(例如，磁共振图像数据)可通过数据接口 120经由控制接口 120传递给处理器108。用于获取和处理数据的处理器108及关联硬件和软件可统称为工作站124。工作站IM包括诸如键盘1 之类的用户输入装置和/ 或诸如鼠标、指针等的其它输入装置，以及监测器128。监测器1 显示图像数据，并且可在触摸屏可用时接受来自用户的输入。仅为了便于说明，成像系统100可实现为如图14所示的MRI系统，它一般包括成像部分102以及可包括处理器或其它计算装置或控制器装置的处理部分106，如本文所述。 成像系统100 —般在扫描架110内包括由可支承在磁线圈支承结构上的线圈所形成的超导磁体130。氦容器132(又称作低温恒温器)围绕超导磁体130，并且填充有液态氦。液态氦可用于冷却冷头套和/或隔热罩。在氦容器132的外表面以及超导磁体130的内表面周围设置热绝缘134。多个磁梯度线圈136设置在超导磁体130内部，并且RF传送线圈138设置在多个磁梯度线圈136 内。成像系统100中包括可实施为梯度线圈30(图1所示)的磁梯度线圈136在内的组件提供有使用支承电缆的电连接，如本文更详细描述的。在一些实施例中，RF传送线圈138可采用传送和接收线圈来替代。扫描架110内的组件一般形成成像部分102。应当注意，虽然超导磁体130为圆柱形状，但是能够使用其它形状的磁体。
处理部分106 —般包括控制器140、主要磁场控制142、梯度场控制144、存储器 146、显示装置148、传送-接收(T-R)开关150、RF传送器152和接收器154。在操作中，诸如待成像的患者或仿真模型之类的对象的身体在适当支承(例如， 患者台架)上放置于膛112中。超导磁体130在膛112上产生均勻和静态主要磁场B。。膛 112中以及对应地在患者中的电磁场的强度由控制器140经由主要磁场控制142来控制，主要磁场控制142还控制对超导磁体130的激励电流供应。提供包括一个或多个梯度线圈元件的磁梯度线圈136，以使得磁梯度能够在三个垂直方向χ、y和ζ的任一个或多个中施加到超导磁体130内的膛112中的磁场B。上。磁梯度线圈136由梯度场控制144来激励，并且还由控制器140来控制。可包括多个线圈的RF传送线圈138布置成传送磁脉冲和/或可选地在还提供接收线圈元件(例如，配置为RF接收线圈的表面线圈)时同时探测来自患者的MR信号。RF 接收线圈可具有任何类型或配置，例如分离的接收表面线圈。接收表面线圈可以是设置在 RF传送线圈138内的RF线圈的阵列。RF传送线圈138和接收表面线圈选择性地由T-R开关150分别互连到RF传送器 152或接收器154其中之一。RF传送器152和T-R开关150由控制器140来控制，以使得 RF场脉冲或信号由RF传送器152来生成，并且选择性地施加到患者供激发患者体内的磁共振。当RF激发脉冲施加到患者时，还起动T-R开关150，以便将接收表面线圈与接收器巧4 断开。在施加RF脉冲之后，再次起动T-R开关150，以便将RF传送线圈138与RF传送器 152断开，并且将接收表面线圈连接到接收器154。接收表面线圈进行操作以探测或感测产生于患者体内的激发核子的MR信号，并且将MR信号传递给接收器154。这些探测的MR信号又传递给控制器140。控制器140包括处理器(例如，图像重构处理器)，例如，处理器控制对MR信号的处理以产生表示患者的图像的信号。表示图像的经处理的信号还传送给显示装置148，以便提供图像的可视显示。具体来说，MR信号填充或形成k空间，它经过傅立叶变换以得到可观看图像。表示图像的经处理的信号则传送给显示装置148。多种实施例和/或组件(例如，模块)或者其中的组件和控制器也可实现为一个或多个计算机或处理器的组成部分。计算机或处理器可包括计算装置、输入装置、显示单元以及例如用于访问因特网的接口。计算机或处理器可包括微处理器。微处理器可连接到通信总线。计算机或处理器还可包括存储器。存储器可包括随机存取存储器(RAM)和只读存储器(ROM)。计算机或处理器还可包括存储装置，它可以是硬盘驱动器或可拆卸存储驱动器，例如光盘驱动器、固态磁盘驱动器(例如，flash RAM)等。存储装置也可以是用于将计算机程序或其它指令加载到计算机或处理器中的其它类似部件。本文所使用的术语“计算机”或“模块”可包括任何基于处理器或者基于微处理器的系统，其中包括使用微控制器、简化指令集计算机(RISC)、专用集成电路(ASIC)、逻辑电路以及能够运行本文所述的功能的任何其它电路或处理器的系统。上述示例只是示范性的，因而并不是意在以任何方式限制术语“计算机”的定义和/或含意。计算机或处理器运行一个或多个存储元件中存储的指令集，以便处理输入数据。 存储元件还可根据期望或需要存储数据或其它信息。存储元件可采取处理机内的信息源或物理存储器元件的形式。指令集可包括多种命令，它们指示作为处理机的计算机或处理器，以执行例如本发明的多种实施例的方法和过程的特定操作。指令集可采取可形成有形非暂时计算机可读介质的组成部分的软件程序的形式。软件可采取诸如系统软件或应用程序软件之类的多种形式。此外，软件可采取分离程序或模块的集合、较大程序内的程序模块或者程序模块的一部分的形式。软件还可包括采取面向对象编程的模块编程。由处理机对输入数据的处理可响应操作员命令或者响应先前处理的结果或者相应另一个处理机所进行的请求而进行。本文所使用的术语“软件”和“固件”是可互换的，并且包括存储器中存储供计算机执行的任何计算机程序，其中存储器包括RAM存储器、ROM存储器、EPROM存储器、EEPROM 存储器和非易失性RAM(NVRAM)存储器。上述存储器类型只是示范性的，因而并不是限制可用于存储计算机程序的存储器的类型。要理解上面的描述旨在说明，而非限制。例如，上述实施例(和/或其多个方面) 可以彼此组合来使用。此外，在不背离它们范围的前提下可以进行许多修改以适应多种实施例教导的具体情况或材料。虽然本文描述的材料的尺寸和类型旨在定义多种实施例的参数，但是它们绝对不是限制而仅是示范。在回顾上面的描述时，本领域技术人员将显见到许多其他实施例。因此，应参考所附权利要求连同此类权利要求授权的等效物的完整范围来确定这些多种实施例的范围。在所附权利要求中，术语“包括”和“其中”与相应术语“包含” 和“在其中”的英语字面等效使用。而且，在所附权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三” 等仅用作标记，无意暗示其对象的数值要求。而且，除非此类权利要求的限制明确地使用短语“装置，其用于”，后接无进一步结构的功能陈述以及直到此情况为止，否则所附权利要求的限制不以装置+功能的格式书写，并且无意基于美国专利法第112条第六款来解释。本书面描述使用示例来公开包括最佳模式的本发明，以及还使本领域技术人员能实践本发明，包括制作和使用任何装置或系统及执行任何结合的方法。本发明可取得专利的范围由权利要求确定，且可包括本领域技术人员想到的其它示例。如果此类其它示例包括与权利要求字面语言无不同的结构要素，或者如果它们具有与权利要求字面语言无实质不同的等效结构要素，则它们规定为在权利要求的范围之内。部件表
线缆支承布置
线缆22
支承结构24
间隙沈
电源 28
线圈 30
线圈端子32
凸缘40
终端区域42
紧固件44
膛46
接Π 48
线缆50支架52内支承结构 54磁线圈支承结构 56支柱58导管 60环氧树脂 62开口 64导管 70间隙72槽 74可压缩支承结构 80基底 82壁 84槽 86方法90在此步骤将线缆插入支承结构中92在此步骤将线缆固定在围绕线缆的基本全部的支承结构内，以便形成线缆组装件 94在此步骤将线缆组装件耦合在MRI系统内，以便将电源连接到内部组件96成像系统100成像部分 102成像单元104处理部分 106处理器 108扫描架 110膛112患者114通信链路116电动台架118控制接口120数据接口122工作站 124键盘126监测器 1 超导磁体130氦容器 132热绝缘 134磁梯度线圈136
RF传送线圈138
控制器140
磁场控制142
梯度场控制144
存储器146
显示装置148
T-R开关150
RF传送器152
接收器1
权利要求
1.一种用于磁共振成像(MRI)系统的线缆组装件(20)，所述线缆组装件包括刚性支承结构04)，限定具有截面的沟槽；以及具有的截面小于所述沟槽的所述截面的电缆(22)，所述电缆固定在所述刚性支承结构的所述沟槽内，所述刚性支承结构配置用于耦合到所述MRI系统的固定组件，以便阻止与所述电缆连接的活动组件的移动。
2.如权利要求1所述的线缆组装件(20)，其中，所述刚性支承结构04)包括沿圆周围绕整个所述电缆0 的导管(60)，其中所述电缆罐封在所述导管内。
3.如权利要求2所述的线缆组装件(20)，还包括填充由截面的差形成的间隙06)的环氧树脂以及缠绕在所述电缆周围的玻璃纤维。
4.如权利要求1所述的线缆组装件(20)，其中，所述电缆02)的至少一部分延伸到所述刚性支承结构04)的末端之外。
5.如权利要求4所述的线缆组装件(20)，其中，延伸到所述刚性支承结构04)的所述末端之外的电缆02)的所述部分配置成连接到所述MRI系统的梯度线圈(32)的梯度线圈端子(32)，并且提供应变释放。
6.如权利要求1所述的线缆组装件(20)，其中，所述刚性支承结构04)包括可压缩开槽导管(70)，所述可压缩开槽导管(70)配置成被卷曲以便将所述电缆0 固定在所述压缩开槽导管内。
7.如权利要求1所述的线缆组装件(20)，还包括多个电缆(M)，并且其中所述刚性支承结构04)包括可压缩支承结构(80)，所述可压缩支承结构(80)具有配置成经过变形以便将所述多个电缆固定在所述可压缩支承结构内的壁(84)。
8.如权利要求1所述的线缆组装件(20)，还包括紧固件(44)，所述紧固件04)围绕所述刚性支承结构04)的一部分，并且配置成将所述刚性支承结构固定到所述固定组件。
9.如权利要求1所述的线缆组装件(20)，其中，所述固定组件是所述MRI系统的磁凸缘(40)，而所述活动组件是所述MRI系统的梯度线圈(30)。
10.一种用于提供磁共振成像(MRI)系统的支承电缆的方法(90)，所述方法包括将电缆插入(92)刚性导管内；将所述电缆固定(94)到所述刚性导管内，以便形成线缆组装件；以及将所述线缆组装件耦合(96)到所述MRI系统的磁凸缘，其中所述电缆的一个末端连接到所述MRI系统的梯度线圈的梯度线圈端子。
全文摘要
本发明名称为“用于在磁共振成像系统内提供电缆的设备和方法”。提供用于将线缆安装在磁共振成像(MRI)系统内的设备和方法。一种设备，包括线缆组装件(20)，具有限定具有截面的沟槽的刚性支承结构(24)；以及电缆(22)，具有小于沟槽截面的截面。电缆固定在刚性支承结构的沟槽内，其中刚性支承结构配置用于耦合到MRI系统的固定组件，以便阻止与电缆连接的活动组件的移动。
文档编号A61B5/055GK102565729SQ20111037784
公开日2012年7月11日 申请日期2011年11月14日 优先权日2010年11月15日
发明者R·贝林斯基, R·麦唐纳, 江隆植 申请人:通用电气公司