JP2012105977A - 磁気共鳴撮像システム内部に電気ケーブルを設けるための装置及び方法 - Google Patents

Abstract

【課題】磁気共鳴撮像システム内部に電気ケーブルを設けるための装置及び方法を提供すること。
【解決手段】磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム内部にケーブルを装着するのための装置及び方法を提供する。一装置は、ある断面を有するチャンネルを画定する剛性の支持構造（２４）と、該チャンネルの断面と比べて断面がより小さい電気ケーブル（２２）と、を有するケーブルアセンブリ（２０）を含む。この電気ケーブルは、剛性の支持構造がその電気ケーブルを接続させる先の可動構成要素からの動きに抗するためにＭＲＩシステムの静止構成要素に結合するように構成されるようにして剛性の支持構造のチャンネルの内部に確保されている。
【選択図】図１

Description

本明細書に開示した主題は全般的には診断撮像システムに関し、またさらに詳細には磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム内部へのケーブル（特に、ＭＲＩシステム内部に電気接続を提供するケーブル）の装着に関する。

ＭＲＩシステムは、時間的に一定の（すなわち、均一で静的な）主要磁場すなわち主磁場を発生させる超伝導マグネットを含むことが可能である。ＭＲＩデータ収集は、ＭＲＩシステムのガントリの内部を延びるケーブルを通して信号を受け取る磁場傾斜コイルを用いて主要磁場内部に磁気モーメントを励起させることによって達成される。例えばある関心領域を撮像するためには、磁場傾斜コイルを順次式にパルス動作させてＭＲＩスキャナのボア内にパルス状の傾斜磁場を生成し、関心領域に対応したボリュームを選択的に励起させて関心領域のＭＲ画像を収集している。作成により得られる画像は、関心領域の構造及び機能を示している。

従来のＭＲＩシステムでは、傾斜コイルに対する電気接続に関する装着機構は、傾斜コイルに信号を伝送するケーブルを適正に支持しなければならない。時変動する磁場を発生させるために傾斜コイルに（例えば、パルスシーケンスの一部として）印加される電流パルスは、傾斜コイルに動きや振動を生じさせるうず電流を誘導する可能性がある。適正な支持が設けられず、またコイルのパルス動作中の電磁気結合や振動などからの過剰な動きが生じると、得られた画像内に画像アーチファクト（例えば、画像内の白画素など）が生じる可能性がある。しかし、装着機構の剛性が過剰であると、傾斜コイル端子上に電磁気結合や振動に由来する応力がかかることになり、このためにケーブルや端子の破損を生じる可能性がある。

米国特許出願第２０１０／０２１７１１３ Ａ１号

これらの問題点を解決しようと試みたブラケットやプレートなどの周知の方法や装着機構は、据付けが困難であり、重量が大きく、費用が高く、また歪み取りなどの追加的な構成要素を必要とすることがあり、このため別の問題（例えば、留め具の緩みなど）が生じる可能性がある。こうした周知の方法及び装着機構でも同様に、支持提供の不十分や支持提供の過剰に関連する問題のうちの幾つかが依然として難点となることがある。

一実施形態では、ある断面を有するチャンネルを画定する剛性の支持構造と、該チャンネルの断面と比べて断面がより小さい電気ケーブルと、を含む磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム向けのケーブルアセンブリを提供する。この電気ケーブルは、剛性の支持構造がその電気ケーブルを接続させる先の可動構成要素からの動きに抗するためにＭＲＩシステムの静止構成要素に結合するように構成されるようにして剛性の支持構造のチャンネルの内部に確保されている。

別の実施形態では、ＭＲＩシステムのマグネットフランジと、チャンネルを画定すると共に該マグネットフランジと結合された剛性のチューブと、を含む磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム向けの電気接続機構を提供する。本電気接続機構はさらに、剛性のチューブの内部を延びると共にここに確保された電気ケーブルと電気端子とを含んでおり、該電気ケーブルの一方の端部は該電気端子に接続されている。

さらに別の実施形態では、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム向けの支持付ケーブルを設けるための方法は、剛性のチューブの内部に電気ケーブルを挿入するステップと、該剛性のチューブの内部で電気ケーブルを確保しケーブルアセンブリを形成するステップと、を含む。本方法はさらに、電気ケーブルの一方の端部がＭＲＩシステムの傾斜コイルの傾斜コイル端子に接続されるようにしてケーブルアセンブリをＭＲＩシステムのマグネットフランジに結合させるステップを含む。

様々な実施形態に従って形成されたケーブル支持機構の簡略ブロック図である。 様々な実施形態に従って形成されたケーブル支持機構をそれに接続させて有する磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムのマグネットフランジを表した図である。 一実施形態に従って形成された支持構造の直径を通過するように切って見た断面図である。 図３の支持構造を長さ方向で切って見た断面図である。 別の実施形態に従って形成された支持構造の直径を通過するように切って見た断面図である。 図５の支持構造の圧着留め状態を表した支持構造の断面図である。 図５及び６の支持構造を長さ方向で切って見た断面図である。 別の実施形態に従って形成された支持構造の直径を通過するように切って見た断面図である。 図８の支持構造の圧着留め状態を表した支持構造の断面図である。 図８及び９の支持構造を長さ方向で切って見た断面図である。 様々な実施形態による接続機構を有するＭＲＩシステムの一部分を表した簡略図面である。 様々な実施形態によるＭＲＩシステム向けの支持付ケーブルを設けるための方法の流れ図である。 様々な実施形態に従って形成されたケーブル支持機構をその内部で実現し得るＭＲＩシステムの外観図である。 様々な実施形態に従って形成されたケーブル支持機構をその内部で実現し得るＭＲＩシステムを表した概要ブロック図である。

上述した要約並びにある種の実施形態に関する以下の詳細な説明は、添付の図面と共に読むことによってさらに十分な理解が得られよう。これらの図面が様々な実施形態の機能ブロックからなる図を表している場合も、必ずしもこれらの機能ブロックがハードウェア回路間で分割されることを意味するものではない。したがって例えば、１つまたは複数の機能ブロック（例えば、プロセッサやメモリ）を単一のハードウェア（例えば、汎用の信号プロセッサまたはランダムアクセスメモリ、ハードディスク、その他）の形で実現させることがある。同様にそのプログラムは、スタンドアロンのプログラムとすること、オペレーティングシステム内のサブルーチンとして組み込まれること、インストールしたソフトウェアパッケージの形で機能させること、その他とすることができる。こうした様々な実施形態は図面に示した配置や手段に限定されるものではないことを理解すべきである。

本明細書で使用する場合、単数形で「ａ」や「ａｎ」の語を前に付けて記載した要素やステップは、これに関する複数の要素やステップも排除していない（こうした排除を明示的に記載している場合を除く）と理解すべきである。さらに、「一実施形態」に対する言及は、記載した特徴も組み込んでいる追加的な実施形態の存在を排除すると理解されるように意図したものではない。さらに特に明示的に否定する記述をしない限り、ある具体的な性状を有する１つまたは複数の構成要素を「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」または「有する（ｈａｖｉｎｇ）」実施形態は、当該性状を有しないこうした構成要素を追加的に含むことがある。

磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム内部において電気ケーブルなどの電気接続を支持し装着するための方法及び装置を提供する。例えば様々な実施形態は、傾斜コイル電気接続のための電気ケーブルの少なくとも一部分を囲繞している支持構造（例えば、チューブやチャンネル）を提供する。このケーブルは支持体内部において、例えばポッティングや圧着留めによることを含む様々な方法で維持されることがある。少なくとも１つの実施形態を実施することによって、ＭＲＩシステム内部での電気ケーブルの振動に対して、例えば傾斜コイルへの接続の箇所において抗すると共にここで振動を逃がしている。

これらの様々な実施形態は電気ケーブルによる実現形態に限定されるものではなく、光ケーブル（ただし、これに限らない）などの別のケーブルによる接続にも使用し得ることに留意すべきである。さらに、様々な実施形態を電気接続が傾斜コイルに対して設けられるように記載することがあるが、ＭＲＩシステム内部の無線周波数（ＲＦ）コイルに対するなど別の接続を製作することもできる。

図１は、様々な実施形態に従って形成されたケーブル支持機構２０の簡略ブロック図を表している。ケーブル支持機構２０は、ＭＲＩシステム内部に剛性に装着されながらも例えば電磁気結合や振動により生じる力の吸収が可能である支持構造２４によってケーブル２２を支持し維持している。支持構造２４は、ケーブル２２の少なくとも一部分をその内部において支持することが可能な任意の構造（例えば、ケーブル２２の一部または全部を囲繞するチューブやチャンネル）とすることが可能である。例えば支持構造２４は、支持構造２４内部でケーブル２２を周回方向に取り囲んでギャップ２６が設けられるようにケーブル２２の断面と比べて若干大きな断面（例えば、直径）を有するチューブとすることがある。ギャップ２６のサイズは、例えばケーブル２２のサイズ、ケーブル２２に加わると予測される力の量、その他に基づいて異ならせることがある。

幾つかの実施形態ではそのケーブル２２は、電源２８（例えば、パルス発生源）とＭＲＩシステム内部にある移動可能な構成要素などの１つまたは複数の構成要素との間に電気接続を提供する。例えばケーブル２２は、ＭＲＩシステムの外部（または、ＭＲＩシステムのマグネットシステムの外部）にある電源２８とＭＲＩシステム内部にある１つまたは複数の構成要素との間に電気接続を提供する適当な任意の電気ケーブルまたはワイヤとすることができる。この１つまたは複数の構成要素は、電気端子（傾斜コイル端子３２として図示）などの接続部材を介してケーブル２２に接続された１つまたは複数の傾斜コイル３０などＭＲＩシステム内部にあって電力または信号を要求する任意の構成要素とすることがある。この接続部材は、ＭＲＩシステムに適した端子接続など適当な任意の接続部材とすることがある。この１つまたは複数の傾斜コイル３０や付属の構成要素はその動作時に移動することがあり得ることに留意すべきである。

ケーブル支持機構２０は、ＭＲＩシステムの任意の部分（例えば、ＭＲＩシステムのガントリの内部の一部分を示した図２に示すようなマグネットフランジ４０などの静止構成要素）にケーブル２２を装着するのために利用されることがある。支持構造２４はケーブル２２の長さ全体を囲繞することもケーブル２２の長さの一部を囲繞することもあることに留意すべきである。例えば、ケーブル２２のうちコイル端子３２に隣接した（例えば、１インチにある）部分として図示している傾斜コイル端子３２を囲繞する端子領域４２内において、ケーブル２２は支持構造２４から延び出ており支持構造２４により囲繞されないことがある。したがってこの端子領域４２においてケーブル２２は、歪み取りのための柔軟性を可能とさせるように様々な実施形態では支持されていない。

図２から分かるように支持構造２４は、ブラケットや適当な別の任意の装着デバイスとし得る複数の留め具４４によってフランジ４０に装着されている。ケーブル２２は例証を目的として示したものであり、幾つかの実施形態では支持構造２４により部分的に取り囲まれることも支持構造２４にその全体が取り囲まれることもあり得ることに留意すべきである。留め具４４は、ボルトやその他の適当なタイプの確保部材によってフランジ４０に対して確保されることがある。支持要件、ケーブル２２の長さ、ケーブル２２内の周回数や曲げの数、その他に基づくなどして留め具４４を図示した数より多く設けることも少なく設けることもあることに留意すべきである。留め具４４は、フランジ４０上の支持構造２４の位置を確実に維持するように、様々な実施形態では支持構造２４の少なくとも一部分がフランジ４０と接触するようにして、支持構造２４の外部に対して（例えば、フランジ４０の端部平面に対して）確保している。しかし別の実施形態ではその支持構造２４は、例えば留め具４４の底部が高くなっている場合に、フランジ４０からある間隔だけ離されることがある。

留め具４４は、支持構造２４から離間させることや、その一部として形成させることがある。幾つかの実施形態ではその留め具４４は、支持構造２４の周縁部の少なくとも一部分をその内部に受け容れると共に支持構造２４をフランジ４０に対して確保するための湾曲部分を含む。

外部電源２８（図１参照）と傾斜コイル３０に電力を提供するケーブル２２との間に接続を提供するインタフェース４８などの別の留め具や構成要素が設けられることがあり得ることに留意すべきである。様々な実施形態では、ケーブル２２と異なる追加のケーブル５０（または、ワイヤ）によって電源２８をインタフェース４８に接続している。ケーブル５０は支持構造２４を含まないことがある。

フランジ４０は図示した実施形態では、その中を通過するボア４６を有するマグネットフランジである。例えばフランジ４０は、ＭＲＩシステムの超伝導マグネットを支持するマグネットコイル支持構造５６（例えば、マグネット巻型）の各端部上に設けられることがある。内側支持構造５４をフランジ４０に装着しているブラケット５２などのその他の構成要素が設けられることがある。さらにマグネットコイル支持構造５６は、マグネットコイル支持構造５６を垂直方向に維持するため、また任意選択ではフランジ４０を床などの支持物に対して確保してその動きに抗するまたは動きを防止するための脚部５８を含むことがある。

支持構造２４に関しては様々な実施形態及び構成を提供することができ、ここでこれについて説明することにする。異なる実施形態について別々に図示し説明しているが、実施形態やその特徴のうちの１つまたは幾つかが組み合わされることもあり得ることに留意すべきである。さらに図示した実施形態に対して様々な構成や修正が企図されよう。図３及び４は、ケーブル２２をその内部に受け容れるためにその中を通る通路またはチャンネルを有するチューブ６０（例えば、剛性のコンジット）から形成させた支持構造２４の一実施形態を表している。チューブ６０は様々な実施形態では、ギャップ２６を画定するようにケーブル２２の断面と比べてより大きな断面を有する剛性の構造として形成されている。チューブ６０は、例えばステンレス鋼などの金属からなど任意の剛性材料から形成されることがある。しかし、剛性特性を提供するようなその他の金属や非金属が用いられることもある。チューブ６０の剛性は、チューブ６０の長さ、予測される移動量その他に基づいて決定されることがある。

様々な実施形態ではそのケーブル２２は、ポッティング後に追加の支持または補強が得られるようにケーブル２２にガラス繊維をらせん状に巻き付けてチューブ６０の内部にポッティングされるまたは埋め込まれている。したがって図３及び４に示した支持構造２４によって、中空の剛性チューブ６０の内部にポッティングされたケーブル２２が提供される。チューブ６０内部でのケーブル２２のポッティングは、ギャップ２６をある材料で満たすことを含む。例えば幾つかの実施形態ではそのケーブル２２はチューブ６０の内部に挿入されており、この後でギャップ２６を満たすためにチューブ６０をエポキシ６２で満たしている。次いでエポキシ６２を硬化させている（例えば、樹脂や硬化剤を用いた適当な任意の硬化処理過程によってエポキシ６２を形成させることがある）。ギャップ２６を満たすためには、ギャップ２６を満たすような膨張特性を有し得る発泡体などのその他の材料が利用されることがある。

ポッティング処理過程中にチューブ６０内部の中央にケーブル２２を維持するためにスペーサ（図示せず）を利用することがあることに留意すべきである。チューブ６０の中心内にケーブル２２を正確に中央揃えすることがあるが、任意選択ではその内部で例えばポッティング中に生じ得るオフセットを受けることがあることに留意すべきである。

したがってポッティング処理過程は、振動に抗するためにケーブル２２がチューブ６０の内部に収容されるような硬化性の材料でギャップ２６を満たしており、これはまた湿気やその他の腐食性物質に抗するように作用することができる。ポッティング処理過程は、所望のまたは必要な振動抵抗量に基づいた様々な硬化度まで充填材料を硬化させることがある。

図から理解できるように留め具４４は、チューブ６０をフランジ４０（図２参照）に対して装着する際に使用するための開口部６４を含むことがある。例えば、開口部６４を通るようにボルトやその他の確保部材が挿入され、またこれがフランジ４０内の補完的開口部（例えば、内ねじ付きボア）の内部に確保されることがある。

別の実施形態ではその支持構造２４は、図５〜７に示したようなスロット付きチューブ７０を含んでおり、このスロット付きチューブ７０はチューブ６０の様な完全収容式のチャンネルを形成していない。スロット付きチューブ７０もチューブ６０と同様に、その内部にギャップ７２を提供するようにケーブル２２の断面と比べてより大きな断面を有する。スロット付きチューブ７０は、その周縁部に沿って軸方向に延びるスロット７４を含む。スロット７４は、スロット付きチューブ７０の端部間に、以下で説明するような機械的な圧着を可能にするような空間を画定する。チューブ７０も剛性の材料から形成させているが、スロット付きチューブ７０内部にケーブル２２を確保するように変形、圧縮または圧着を可能にするような材料特性または厚さを有することもあり得る。

様々な実施形態ではそのケーブル２２は図５に示すように、スロット付きチューブ７０の内部に挿入されると共に、スロット付きチューブの内側表面の一部分に当たった状態に置かれている。図から理解できるように、スロット７４の位置を含むケーブル２２の周縁部の一部分に沿ってギャップ７２が設けられている。次いでスロット７４は、圧着用プライヤー（または、適当な別のデバイス）を用いて力学的な力を加え端部間の間隔を短縮させることなどによって押し合わされまたは圧着されており、これによりスロット７４がより小さくなると共に、図６に示すようにスロット付きチューブ７０内部にケーブル２２が確保される。スロット付きチューブ７０に圧力が加えられると、スロット付きチューブ７０の構造も、その中を通過するように画定されたチャンネルの断面が円形ではなく若干長円形の形状となるように若干変形を受けることがあることに留意すべきである。しかし別の実施形態ではその断面は概ね円形の形状を維持している。

図から理解できるように、スロット７４を互いに近づけるように圧搾するために圧力が加えられた後においてもスロット付きチューブ７０内部のケーブル２２の位置が維持されるように、図６内のケーブル２２の周縁部の大部分はスロット付きチューブ７０の内側表面と接している。様々な実施形態ではスロット付きチューブ７０に加えられる圧力によって、スロット付きチューブ７０はケーブル２２の周縁部のかなりの部分の周りで圧縮される。したがってケーブル２２は、チューブ６０と同様のフランジ４０（図２参照）に対して確保し得るスロット付きチューブ７０により画定される剛性のチャンネルの内部に維持される。

幾つかの実施形態では、例えば図８〜１０に示したように支持構造２４内部に複数のケーブル２２を維持させることがある。これらの実施形態では、圧縮可能な支持構造８０の内部に複数のケーブル２２（図８〜１０では２本のケーブル２２を示している）が確保されている。ケーブル２２は例えば、正及び負の電気接続ケーブルとすることができる。別の実施形態と同様に圧縮可能な支持構造８０は、２本のケーブル２２の断面と比べて（この実施形態では底部と側部において）より大きな断面を有する。圧縮可能な支持構造８０を１つの平面状の底部８２と２つの角度が付いた壁８４を有するように図示しているが、圧縮可能な支持構造８０も同じくスロット付きチューブ７０と同様の実質的に円形の断面を有し得ることに留意すべきである。

圧縮可能な支持構造８０は圧縮可能な壁８４を含む。したがって圧縮可能な支持構造８０はここでも剛性の材料から形成されているが、圧縮または圧着によって圧縮可能な支持構造８０内部にケーブル２２を確保することを可能とできるような材料特性や厚さを有することがある。

様々な実施形態では、ケーブル２２は圧縮可能な支持構造８０内部に挿入されると共に、図８に示すように圧縮可能な支持構造８０の底部８２の内側表面に当たった状態に置かれている。次いで角度が付いた壁８４は、圧着用プライヤー（または、適当な別のデバイス）を用いて力学的な力を加え、角度が付いた壁８４の両端間の間隔を短縮させることによって圧縮されて変形される（押し合わされるまたは圧着される）。例えば図９に示すように、角度が付いた壁８４を圧縮した後に、ケーブル２２の位置を平行配列に維持するように圧縮可能な支持構造８０の断面がその内部に矩形のチャンネルを画定する概して矩形となるようにして角度が付いた壁８４を変形させることがある。

圧縮の後もスロット８６は依然として存在しているが、ケーブル２２は圧縮可能な支持構造８０の内部の適所に確保されることに留意すべきである。圧縮可能な支持構造８０に加えられる圧力は様々な実施形態では、ケーブル２２が平行に整列して維持されるようにケーブル２２の周りで圧縮可能な支持構造８０を圧縮し変形させている。したがってケーブル２２は、チューブ６０と同様にフランジ４０（図２参照）に対して確保し得る圧縮可能な支持構造８０により画定される剛性のチャンネルの内部に維持されている。

様々な実施形態に対する変形形態や修正形態も企図される。例えば圧縮可能な支持構造８０ではなく、２本のケーブル２２（または、これより多数のケーブル２２）を平行な軸に沿って（円形のチューブと同様に）一体に保持するようにラッピング構造またはラッピング法が利用されることがある。動作時には、傾斜コイル３０（図１参照）のパルス動作中などにおいて２本のケーブル２２を通過して伝送されるパルスが相殺される。図１１に示した別の例ではケーブル２２の長さは、傾斜コイル端子３２の位置などにおいて支持構造２４から延び出ており、歪みを逃がすための柔軟性が提供される。支持構造２４は、所望のまたは必要に応じた（例えば、異なる形状の断面を有するように）サイズ設定及び形状とすること、並びに所望のまたは必要に応じた（例えば、接続要件に基づいた）サイズ設定及び形状とすることがあることに留意すべきである。

したがって、電気ケーブルをその内部に確保しているＭＲＩシステムに対する支持及び装着機構が提供される。この支持構造は、ケーブルを支持すると共に振動などの動きに抗するための剛性を提供する。

様々な実施形態に従ったＭＲＩシステム向けの支持付ケーブルを提供するための方法９０を図１２に示している。方法９０は、電気ケーブルを支持構造内に挿入すること（９２）を含む。この電気ケーブルは、適当な任意のケーブル（例えば、ＭＲＩシステムの１つまたは複数の傾斜コイルを制御するための電気信号を伝送することが可能なケーブルなど）とすることができる。様々な実施形態ではその支持構造は、ケーブルの周りに円周状のギャップを提供する一方でケーブルを完全にまたは部分的に囲繞する通路またはチャンネルを画定する剛性の構造である。

支持構造内部にケーブルを挿入するとそのケーブルは９４において、支持構造によりケーブル全体またはケーブルの実質的にすべてが囲繞されてケーブルアセンブリが形成されるように確保される。例えばその支持構造は、ケーブルがチューブ内部でポッティングされるようにエポキシで満たされるチューブとすることがある。別の実施形態ではそのチューブは、１つまたは複数のケーブルがその内部で圧着留めされるようにスロット付きとすることがある。このケーブルアセンブリは、ケーブルのうちに支持構造の端部を超えて延びた可撓性の長さ部分を含むと共に、可撓性ケーブル部分を画定することがあることに留意すべきである。

このケーブルアセンブリは次いで９６において、ＭＲＩシステム内部で結合されており、したがって例えば電源やパルス発生源（例えば、ＭＲＩシステムの外部にある）と傾斜コイルなどの内部の構成要素との間に電気接続を提供することが可能である。このケーブルアセンブリは、ＭＲＩシステム内部にあるマグネットフランジなど様々な静止部分に対して結合させることがある。

様々な実施形態の支持付ケーブル構造またはアセンブリは、図１３に示すような撮像システム１００などの異なるタイプの診断用医学撮像システムと接続させて設けられることがある。撮像システム１００を単一モダリティの撮像システムとして図示しておりまたこれをＭＲＩシステムとすることがあるが、様々な実施形態はマルチモダリティ撮像システム内にまたはこれに付属して実現し得ることを理解されたい。撮像システム１００は、コンピュータ断層（ＣＴ）、陽電子放出断層（ＰＥＴ）、単一光子放出コンピュータ断層（ＳＰＥＣＴ）及び超音波システムなどの異なるタイプの医用撮像システムと組み合わせること、あるいは画像（特に人の画像）の作成が可能な別の任意のシステムと組み合わせることができる。さらに、これらの様々な実施形態は人を対象とした撮像のための医用撮像システムに限定されるものではなく、人間以外の対象、手荷物その他を撮像するための獣医学システムや非医用システムを含むこともある。

図１３を参照すると撮像システム１００は、撮像ユニット１０４（例えば、撮像スキャナ）を有する撮像部分１０２と、プロセッサ１０８やその他のコンピュータ処理デバイスや制御器デバイスを含み得る処理部分１０６と、を含む。特に撮像ユニット１０４により撮像システム１００は、対象物や患者１１４をスキャンして画像データ（対象物や患者１１４の全体の画像データのこともその一部の画像データのこともある）を収集することが可能となる。撮像ユニット１０４は、画像データの収集を可能とさせる１つまたは複数の撮像構成要素（その内部のマグネットや磁気巻き線など）を含んだガントリ１１０を含む。マルチモダリティ撮像システムでは、磁気共鳴撮像用のマグネット（複数のこともある）以外に、コンピュータ断層撮像用のＸ線源及び検出器、あるいは核医学撮像用のガンマカメラが設けられることがある。これらの撮像構成要素は、有線式やワイヤレス式とし得る通信リンク１１６を介して処理部分１０６に伝送される画像データを表す信号を発生させている。これらの信号は様々なプロトコルその他で構成され得ることに留意すべきである。さらに撮像ユニット１０４による撮像スキャンの間において、ガントリ１１０とその上またはその中に装着された撮像構成要素は静止したまま維持されることも、ボア１１２を通過する検査軸を規定する回転中心の周りでまたは回転中心に沿って回転させることもあり得ることにも留意すべきである。患者１１４は例えばモータ式テーブル１１８を用いてガントリ１１０の内部に位置決めされることがある。

したがって動作時において、これらの撮像構成要素のうちの１つまたは幾つかの出力が処理部分１０６に送られる、またこの反対方向に送られており、これには例えば制御インタフェース１２０を介したプロセッサ１０８へのまたはこれからの信号の送信を含むことがある。プロセッサ１０８はさらに、例えばユーザ入力や所定のスキャンに基づいてモータ式テーブル１１８または撮像構成要素の位置を制御するための制御信号を発生させることもある。スキャン中に、撮像構成要素からの磁気共鳴画像データなどの画像データは、制御インタフェース１２０を介してデータインタフェース１２２を通してプロセッサ１０８に伝送されることがある。データの収集及び処理に使用されるプロセッサ１０８と付属のハードウェア及びソフトウェアとのことを、全体としてワークステーション１２４と呼ぶことがある。ワークステーション１２４は、ユーザ入力デバイス（キーボード１２６及び／またはマウス、ポインタその他などのその他の入力デバイス）と、モニタ１２８と、を含む。モニタ１２８は画像データを表示させると共に、タッチ画面が有効であればユーザから入力を受け取ることもある。

例証のみを目的として撮像システム１００は、撮像部分１０２と、本明細書に記載したようなプロセッサまたはその他のコンピュータ処理デバイスや制御器デバイスを含み得る処理部分１０６と、を含むのが一般的である図１４に示すようなＭＲＩシステムとして実現させることがある。撮像システム１００はガントリ１１０の内部に、マグネットコイル支持構造上に支持され得るコイルから形成した超伝導マグネット１３０を含むのが一般的である。超伝導マグネット１３０をヘリウム容器１３２（クライオスタットとも呼ぶ）が囲繞しており、またこれを液体ヘリウムで満たすことがある。この液体ヘリウムは、コールドヘッドスリーブ及び／または熱シールドを冷却するために利用されることがある。

ヘリウム容器１３２の外側表面と超伝導マグネット１３０の内側表面を囲繞するように断熱体１３４が設けられている。超伝導マグネット１３０の内部には複数の磁場傾斜コイル１３６が設けられており、またこの複数の磁場傾斜コイル１３６の内部にはＲＦ送信コイル１３８が設けられている。例えば傾斜コイル３０（図１参照）として具現化し得る磁場傾斜コイル１３６を含む撮像システム１００内部にある構成要素には、本明細書により詳細に記載したような支持付ケーブルを用いて電気接続が設けられている。

幾つかの実施形態ではそのＲＦ送信コイル１３８を１つの送信／受信コイルで置き換えることがある。ガントリ１１０内部にある構成要素は全体として撮像部分１０２を形成している。超伝導マグネット１３０を円筒状の形状としているが、その他の形状のマグネットも使用可能であることに留意すべきである。

処理部分１０６は、制御器１４０、主磁場制御１４２、傾斜磁場制御１４４、メモリ１４６、表示デバイス１４８、送信−受信（Ｔ−Ｒ）スイッチ１５０、ＲＦ送信器１５２及び受信器１５４を含むのが一般的である。

動作時において撮像対象の患者やファントームなどの対象の体部が、ボア１１２内の適当な支持体（例えば、患者テーブル）上に配置される。超伝導マグネット１３０はボア１１２を横断するような均一で静的な主磁場Ｂ₀を発生させる。ボア１１２内及び対応した患者内の電磁場の強度は、主磁場制御１４２を介して制御器１４０により制御されており、制御器１４０はさらに超伝導マグネット１３０への励起電流の供給も制御している。

１つまたは複数の傾斜コイル素子を含む磁場傾斜コイル１３６は、超伝導マグネット１３０内部のボア１１２内で磁場Ｂ₀に対して直交する３つの方向ｘ、ｙ及びｚのうちの任意の１つまたは幾つかの方向に磁場傾斜が印加できるように設けられる。磁場傾斜コイル１３６は、傾斜磁場制御１４４によって励起を受けると共に、制御器１４０による制御も受けている。

複数のコイルを含み得るＲＦ送信コイル１３８は、磁気パルスの送信かつ／または受信コイル素子（ＲＦ受信コイルとして構成された表面コイルなど）も設けられている場合は任意選択で同時に患者からのＭＲ信号の検出を行うように配列されている。ＲＦ受信コイルは、任意のタイプまたは構成（例えば、単独の受信表面コイル）とすることがある。受信表面コイルは、ＲＦ送信コイル１３８内部に設けられたＲＦコイルからなるアレイとすることがある。

ＲＦ送信コイル１３８と受信表面コイルはＴ−Ｒスイッチ１５０によって、ＲＦ送信器１５２や受信器１５４の１つに対してそれそれ選択的に相互接続させている。ＲＦ送信器１５２及びＴ−Ｒスイッチ１５０は、ＲＦ磁場パルスまたは信号をＲＦ送信器１５２により発生させかつ患者内で磁気共鳴を励起するために患者に選択的に加えられるように制御器１４０によって制御される。ＲＦ励起パルスが患者に加えられている間は、Ｔ−Ｒスイッチ１５０はさらに受信表面コイルを受信器１５４から切断するように作動させている。

ＲＦパルスの印加に続いて、再度Ｔ−Ｒスイッチ１５０を作動させてＲＦ送信コイル１３８をＲＦ送信器１５２から切断すると共に、受信表面コイルを受信器１５４に接続させている。受信表面コイルは、患者内の励起した原子核に由来するＭＲ信号を検出または検知するように動作すると共に、このＭＲ信号を受信器１５４に伝送している。検出したこれらのＭＲ信号は一方、制御器１４０に伝送される。制御器１４０は、例えば患者の画像を表す信号を発生させるようにＭＲ信号の処理を制御するプロセッサ（例えば、画像再構成プロセッサ）を含む。

画像を表す処理済み信号はさらに、表示デバイス１４８に送られ、画像の視覚的描出が提供される。具体的にはこのＭＲ信号によって、観察可能な画像が得られるようにフーリエ変換を受けるｋ空間を満たすまたはこれを形成している。画像を表す処理済み信号は次いで、表示デバイス１４８に送れられる。

様々な実施形態及び／または構成要素（例えば、モジュールあるいはこれらの内部にある構成要素や制御器）はまた、１つまたは複数のコンピュータまたはプロセッサの一部として実現させることもある。このコンピュータやプロセッサは、コンピュータ処理デバイス、入力デバイス、表示ユニット、及び例えばインターネットにアクセスするためのインタフェースを含むことがある。このコンピュータやプロセッサは、マイクロプロセッサを含むことがある。このマイクロプロセッサは、通信バスと接続させることがある。このコンピュータやプロセッサはさらにメモリを含むことがある。このメモリは、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）や読出し専用メモリ（ＲＯＭ）を含むことがある。このコンピュータやプロセッサはさらに、ハードディスクドライブ、あるいは光ディスクドライブ、半導体ディスクドライブ（例えば、フラッシュＲＡＭ）その他などの取外し可能な記憶ドライブとし得る記憶デバイスを含むことがある。この記憶デバイスはさらに、コンピュータプログラムその他の命令をコンピュータやプロセッサにロードするための別の同様の手段とすることがある。

本明細書で使用する場合、「コンピュータ」や「モジュール」という用語は、マイクロコントローラを用いたシステム、縮小命令セットコンピュータ（ＲＩＳＣ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、論理回路、及び本明細書に記載した機能を実行可能な別の任意の回路やプロセッサを含めプロセッサベースまたはマイクロプロセッサベースの任意のシステムを含むことがある。上述の例は単に例示であり、またしたがっていかなる意味においても「コンピュータ」という用語の定義及び／または意味を限定することを意図していない。

このコンピュータやプロセッサは、入力データを処理するために１つまたは複数の記憶素子内に保存された１組の命令を実行する。この記憶素子はさらに、所望によりまたは必要に応じて、データやその他の情報も保存することがある。この記憶素子は情報ソースの形態とすることや、処理装置内部にある物理的な記憶素子とすることがある。

この命令の組は、本発明の様々な実施形態の方法や処理などの指定の動作を実行するように処理装置としてのコンピュータまたはプロセッサに指令するための様々なコマンドを含むことがある。この命令組は、有形の非一時的コンピュータ読み取り可能媒体（複数のこともある）の一部を形成し得るソフトウェアプログラムの形態とすることがある。このソフトウェアは、システムソフトウェアやアプリケーションソフトウェアなどの様々な形態とすることがある。さらにこのソフトウェアは、単独のプログラムやモジュールからなる集合体、より大きなプログラムの内部のプログラムモジュール、あるいはプログラムモジュールの一部分の形態とすることがある。このソフトウェアはさらに、オブジェクト指向プログラミングの形態をしたモジュール型プログラミングを含むことがある。処理装置による入力データの処理は、オペレータコマンドに応答すること、以前の処理結果に応答すること、あるいは別の処理装置が発した要求に応答することがある。

本明細書で使用する場合、「ソフトウェア」と「ファームウェア」という用語は置き換え可能であり、ＲＡＭメモリ、ＲＯＭメモリ、ＥＰＲＯＭメモリ、ＥＥＰＲＯＭメモリ及び不揮発性ＲＡＭ（ＮＶＲＡＭ）メモリを含めコンピュータによって実行するためにメモリ内に保存された任意のコンピュータプログラムを含む。上述のメモリタイプは単に例示であり、またしたがってコンピュータプログラムの記憶に使用可能なメモリのタイプを限定するものではない。

上の記述は例示であって限定でないことを理解されたい。例えば上述の実施形態（及び／または、その態様）は、互いに組み合わせて使用することがある。さらに、具体的な状況や材料を様々な実施形態の教示に適応させるようにその趣旨を逸脱することなく多くの修正を実施することがある。本明細書内に記載した材料の寸法及びタイプが様々な実施形態のパラメータを規定するように意図していても、これらは決して限定ではなく単なる例示である。上の記述を検討することにより当業者には別の多くの実施形態が明らかとなろう。様々な実施形態の範囲はしたがって、添付の特許請求の範囲、並びに本請求範囲が規定する等価物の全範囲を参照しながら決定されるべきである。添付の特許請求の範囲では、「を含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」や「ようになった（ｉｎ ｗｈｉｃｈ）」という表現を「を備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」や「であるところの（ｗｈｅｒｅｉｎ）」という対応する表現に対する平易な英語表現として使用している。さらに添付の特許請求の範囲では、「第１の」、「第２の」及び「第３の」その他の表現を単にラベル付けのために使用しており、その対象に対して数値的な要件を課すことを意図したものではない。さらに、添付の特許請求の範囲の限定は手段プラス機能形式で記載しておらず、また３５ Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１２、第６パラグラフに基づいて解釈されるように意図したものでもない（ただし、本特許請求の範囲の限定によって「のための手段（ｍｅａｎｓ ｆｏｒ）」の表現に続いて追加的な構造に関する機能排除の記述を明示的に用いる場合を除く）。

この記載では、様々な実施形態（最適の形態を含む）を開示するため、並びに当業者による任意のデバイスやシステムの製作と使用及び組み込んだ任意の方法の実行を含む様々な実施形態の実施を可能にするために例を使用している。この様々な実施形態の特許性のある範囲は本特許請求の範囲によって規定していると共に、当業者により行われる別の例を含むことができる。こうした別の例は、その例が本特許請求の範囲の文字表記と異ならない構造要素を有する場合や、その例が本特許請求の範囲の文字表記と実質的に差がない等価的な構造要素を有する場合があるが、本特許請求の範囲の域内にあるように意図したものである。

２０ ケーブル支持機構
２２ ケーブル
２４ 支持構造
２６ ギャップ
２８ 電源
３０ コイル
３２ コイル端子
４０ フランジ
４２ 端子領域
４４ 留め具
４６ ボア
４８ インタフェース
５０ ケーブル
５２ ブラケット
５４ 内側支持構造
５６ マグネットコイル支持構造
５８ 脚部
６０ チューブ
６２ エポキシ
６４ 開口部
７０ チューブ
７２ ギャップ
７４ スロット
８０ 圧縮可能な支持構造
８２ 底部
８４ 壁
８６ スロット
９０ 方法
９２ 支持構造内にケーブルを挿入する
９４ ケーブルアセンブリを形成するためにケーブルの実質的にすべてを囲繞する支持構造内部にケーブルを確保する
９６ 電源を内部構成要素に接続するようにＭＲＩシステム内部でケーブルアセンブリを結合させる
１００ 撮像システム
１０２ 撮像部分
１０４ 撮像ユニット
１０６ 処理部分
１０８ プロセッサ
１１０ ガントリ
１１２ ボア
１１４ 患者
１１６ 通信リンク
１１８ モータ式テーブル
１２０ 制御インタフェース
１２２ データインタフェース
１２４ ワークステーション
１２６ キーボード
１２８ モニタ
１３０ 超伝導マグネット
１３２ ヘリウム容器
１３４ 断熱体
１３６ 磁場傾斜コイル
１３８ ＲＦ送信コイル
１４０ 制御器
１４２ 磁場制御
１４４ 傾斜磁場制御
１４６ メモリ
１４８ 表示デバイス
１５０ Ｔ−Ｒスイッチ
１５２ ＲＦ送信器
１５４ 受信器

Claims (10)

1. 磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム向けのケーブルアセンブリ（２０）であって、
   ある断面を有するチャンネルを画定する剛性の支持構造（２４）と、
   前記チャンネルの断面と比べてより小さい断面を有する前記剛性支持構造のチャンネルの内部に確保された電気ケーブル（２２）であって、該剛性支持構造はその電気ケーブルを接続させる先の可動構成要素からの動きに抗するためにＭＲＩシステムの静止構成要素に結合するように構成されている電気ケーブル（２２）と、
   を備えるケーブルアセンブリ（２０）。
2. 前記剛性の支持構造（２４）は電気ケーブル（２２）全体を周回方向に囲繞するチューブ（６０）を備えており、該チューブ内部で該電気ケーブルがポッティングされている、請求項１に記載のケーブルアセンブリ（２０）。
3. 前記断面の差によって形成されるギャップ（２６）を満たしているエポキシと、電気ケーブルの周りに巻き付けられたガラス繊維と、をさらに備える請求項２に記載のケーブルアセンブリ（２０）。
4. 前記電気ケーブルの（２２）の少なくとも一部分は、前記剛性の支持構造（２４）の一方の端部を超えて延びている、請求項１に記載のケーブルアセンブリ（２０）。
5. 電気ケーブル（２２）のうち剛性の支持構造（２４）の一方の端部を超えて延びている前記部分は、ＭＲＩシステムの傾斜コイル（３２）の傾斜コイル端子（３２）に繋がると共に歪み取りを提供するように構成されている、請求項４に記載のケーブルアセンブリ（２０）。
6. 前記剛性の支持構造（２４）は、その内部に電気ケーブル（２２）を確保するように圧着留めし得るように構成された圧縮可能なスロット付きチューブ（７０）を備える、請求項１に記載のケーブルアセンブリ（２０）。
7. 複数の電気ケーブル（２４）をさらに備えると共に、前記剛性の支持構造（２４）は該複数の電気ケーブルをその内部に確保するように変形を受け得るように構成された壁（８４）を有する圧縮可能な支持構造（８０）を備える、請求項１に記載のケーブルアセンブリ（２０）。
8. 前記剛性の支持構造（２４）の一部分を囲繞すると共に該剛性の支持構造を静止構成要素に確保するように構成された留め具（４４）をさらに備える請求項１に記載のケーブルアセンブリ（２０）。
9. 前記静止構成要素はＭＲＩシステムのマグネットフランジ（４０）であり、かつ前記可動構成要素はＭＲＩシステムの傾斜コイル（３０）である、請求項１に記載のケーブルアセンブリ（２０）。
10. 磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム向けの支持付ケーブルを設けるための方法（９０）であって、
    剛性のチューブ内部に電気ケーブルを挿入するステップ（９２）と、
    ケーブルアセンブリを形成するために剛性のチューブ内に電気ケーブルを確保するステップ（９４）と、
    電気ケーブルの一方の端部がＭＲＩシステムの傾斜コイルの傾斜コイル端子に接続されるようにしてケーブルアセンブリをＭＲＩシステムのマグネットフランジに結合させるステップ（９６）と、
    を含む方法（９０）。

Images