JP2007089830A - Ｍｒｉ装置用水冷装置およびｍｒｉ装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】静音であり且つ結露の心配がないＭＲＩ装置用水冷装置およびＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】冷却水を空冷する空冷ラジエター（２１）と、冷却水を溜めるタンク（２２）と、冷却水を循環させるポンプ（２３）と、ファン（２４）とを具備する。
【効果】水冷による冷却効率向上のため、ファン（２４）を高速回転させる必要がなくなり、静音化できる。冷却水を空冷ラジエター（２１）で空冷するため、冷却水の温度が低くなり過ぎて結露を生じるようなこともない。これにより、温度一定の機械室に設置環境が制限されなくなり、例えば操作室に設置するなど設置場所の自由度を高めることが出来る。
【選択図】図２
【解決手段】冷却水を空冷する空冷ラジエター（２１）と、冷却水を溜めるタンク（２２）と、冷却水を循環させるポンプ（２３）と、ファン（２４）とを具備する。
【効果】水冷による冷却効率向上のため、ファン（２４）を高速回転させる必要がなくなり、静音化できる。冷却水を空冷ラジエター（２１）で空冷するため、冷却水の温度が低くなり過ぎて結露を生じるようなこともない。これにより、温度一定の機械室に設置環境が制限されなくなり、例えば操作室に設置するなど設置場所の自由度を高めることが出来る。
【選択図】図２
Description
本発明は、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置用水冷装置およびＭＲＩ装置に関し、更に詳しくは、静音であり且つ結露の心配がないＭＲＩ装置用水冷装置およびＭＲＩ装置に関する。
従来、空冷式のＭＲＩ装置用電源装置が知られている（例えば特許文献１参照。）
他方、コイルを水冷するＭＲＩ装置が知られている（例えば特許文献２参照。）
特開２０００−１３９８７３号公報
特開２００４−２６７４０５号公報
他方、コイルを水冷するＭＲＩ装置が知られている（例えば特許文献２参照。）
従来の空冷式のＭＲＩ装置用電源装置では、十分な冷却効果を得るためにはファンを高速回転させる必要があり、ファンが騒音を発生する問題点がある。
他方、チラー（chiller）装置で低温化した冷却水を循環させる水冷式のＭＲＩ装置用電源装置が考えられるが、ＭＲＩ装置用電源装置を設置する環境の温度よりも冷却水の温度が低くなり過ぎて、結露を生じかねない問題点がある。
そこで、本発明の目的は、静音であり且つ結露の心配がないＭＲＩ装置用電源装置およびＭＲＩ装置を提供することにある。
他方、チラー（chiller）装置で低温化した冷却水を循環させる水冷式のＭＲＩ装置用電源装置が考えられるが、ＭＲＩ装置用電源装置を設置する環境の温度よりも冷却水の温度が低くなり過ぎて、結露を生じかねない問題点がある。
そこで、本発明の目的は、静音であり且つ結露の心配がないＭＲＩ装置用電源装置およびＭＲＩ装置を提供することにある。
第１の観点では、本発明は、冷却水を空冷する空冷ラジエター（radiator）と、冷却水を溜めるタンクと、ＲＦ電力増幅器および勾配電源と前記空冷ラジエターおよび前記タンクの間で冷却水を循環させるポンプとを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置用水冷装置を提供する。
上記第１の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置では、水冷による冷却効率向上のため、ファンが不要になるか、又は、ファンを高速回転させる必要がなくなり、静音化できる。また、冷却水を空冷ラジエターで空冷するため、冷却水の温度が低くなり過ぎて結露を生じるようなこともない。これにより、温度一定の機械室に設置環境が制限されなくなり、例えば操作室に設置するなど設置場所の自由度を高めることが出来る。
上記第１の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置では、水冷による冷却効率向上のため、ファンが不要になるか、又は、ファンを高速回転させる必要がなくなり、静音化できる。また、冷却水を空冷ラジエターで空冷するため、冷却水の温度が低くなり過ぎて結露を生じるようなこともない。これにより、温度一定の機械室に設置環境が制限されなくなり、例えば操作室に設置するなど設置場所の自由度を高めることが出来る。
第２の観点では、本発明は、前記第１の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置において、前記空冷ラジエターを強制空冷するファンを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置用水冷装置を提供する。
上記第２の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置では、ファンを備えるため、さらに冷却効率を向上できる。なお、ファンを低速回転させれば足るため、静音化できる。
上記第２の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置では、ファンを備えるため、さらに冷却効率を向上できる。なお、ファンを低速回転させれば足るため、静音化できる。
第３の観点では、本発明は、前記第１または前記第２の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置において、前記ＲＦ電力増幅器および前記勾配電源に水冷ヒートシンク（heat sink）を設けたことを特徴とするＭＲＩ装置用水冷装置を提供する。
上記第３の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置では、ＲＦ電力増幅器および勾配電源に水冷ヒートシンクを設けるため、さらに冷却効率を向上できる。
上記第３の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置では、ＲＦ電力増幅器および勾配電源に水冷ヒートシンクを設けるため、さらに冷却効率を向上できる。
第４の観点では、本発明は、前記第１から前記第３のいずれかの観点によるＭＲＩ装置用水冷装置において、前記ＲＦ電力増幅器および前記勾配電源に冷却水を並列に流す配管を設けたことを特徴とするＭＲＩ装置用水冷装置を提供する。
上記第４の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置では、ＲＦ電力増幅器および勾配電源に冷却水を並列に流すため、それぞれを独立に冷却することが出来る。
上記第４の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置では、ＲＦ電力増幅器および勾配電源に冷却水を並列に流すため、それぞれを独立に冷却することが出来る。
第５の観点では、本発明は、前記第１から前記第４のいずれかの観点によるＭＲＩ装置用水冷装置において、ＭＲＩ装置のスキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量の１.１倍〜１.５倍の放熱容量を有することを特徴とするＭＲＩ装置用水冷装置を提供する。
従来の冷却装置では、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値の例えば１.３倍の値を放熱容量にしていた。しかし、各デバイスが同時に最大発熱量の発熱をするとは限らないので、実際には放熱容量が過大になることが多かった。
そこで、上記第５の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置では、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値でなく、スキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量の１.１倍〜１.５倍の値を放熱容量とすることとした。これによれば、他のスキャン条件でも、その最大発熱量よりも大きい放熱容量を確保できる。そして、多くの場合、スキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量は、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値より小さいため、構成を小型・簡略化できる。
従来の冷却装置では、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値の例えば１.３倍の値を放熱容量にしていた。しかし、各デバイスが同時に最大発熱量の発熱をするとは限らないので、実際には放熱容量が過大になることが多かった。
そこで、上記第５の観点によるＭＲＩ装置用水冷装置では、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値でなく、スキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量の１.１倍〜１.５倍の値を放熱容量とすることとした。これによれば、他のスキャン条件でも、その最大発熱量よりも大きい放熱容量を確保できる。そして、多くの場合、スキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量は、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値より小さいため、構成を小型・簡略化できる。
第６の観点では、本発明は、ＲＦ電力増幅器と、勾配電源と、冷却水を空冷する空冷ラジエターと、冷却水を溜めるタンクと、前記ＲＦ電力増幅器と前記勾配電源と前記空冷ラジエターと前記タンクの間で冷却水を循環させるポンプとを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第６の観点によるＭＲＩ装置では、水冷による冷却効率向上のため、ファンが不要になるか、又は、ファンを高速回転させる必要がなくなり、静音化できる。また、冷却水を空冷ラジエターで空冷するため、冷却水の温度が低くなり過ぎて結露を生じるようなこともない。
上記第６の観点によるＭＲＩ装置では、水冷による冷却効率向上のため、ファンが不要になるか、又は、ファンを高速回転させる必要がなくなり、静音化できる。また、冷却水を空冷ラジエターで空冷するため、冷却水の温度が低くなり過ぎて結露を生じるようなこともない。
第７の観点では、本発明は、前記第６の観点によるＭＲＩ装置において、前記空冷ラジエターを強制空冷するファンを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第７の観点によるＭＲＩ装置では、ファンを備えるため、さらに冷却効率を向上できる。なお、ファンを低速回転させれば足るため、静音化できる。
上記第７の観点によるＭＲＩ装置では、ファンを備えるため、さらに冷却効率を向上できる。なお、ファンを低速回転させれば足るため、静音化できる。
第８の観点では、本発明は、前記第６または前記第７の観点によるＭＲＩ装置において、前記ＲＦ電力増幅器および前記勾配電源に水冷ヒートシンクを設けたことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第８の観点によるＭＲＩ装置では、ＲＦ電力増幅器および勾配電源に水冷ヒートシンクを設けるため、さらに冷却効率を向上できる。
上記第８の観点によるＭＲＩ装置では、ＲＦ電力増幅器および勾配電源に水冷ヒートシンクを設けるため、さらに冷却効率を向上できる。
第９の観点では、本発明は、前記第６から前記第８のいずれかの観点によるＭＲＩ装置において、前記ＲＦ電力増幅器および前記勾配電源に冷却水を並列に流す配管を設けたことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第９の観点によるＭＲＩ装置では、ＲＦ電力増幅器および勾配電源に冷却水を並列に流すため、それぞれを独立に冷却することが出来る。
上記第９の観点によるＭＲＩ装置では、ＲＦ電力増幅器および勾配電源に冷却水を並列に流すため、それぞれを独立に冷却することが出来る。
第１０の観点では、本発明は、前記第６から前記第９のいずれかの観点によるＭＲＩ装置において、スキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量の１.１倍〜１.５倍の放熱容量を有することを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
従来の冷却装置では、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値の例えば１.３倍の値を放熱容量にしていた。しかし、各デバイスが同時に最大発熱量の発熱をするとは限らないので、実際には放熱容量が過大になることが多かった。
そこで、上記第１０の観点によるＭＲＩ装置では、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値でなく、スキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量の１.１倍〜１.５倍の値を放熱容量とすることとした。これによれば、他のスキャン条件でも、その最大発熱量よりも大きい放熱容量を確保できる。そして、多くの場合、スキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量は、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値より小さいため、構成を小型・簡略化できる。
従来の冷却装置では、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値の例えば１.３倍の値を放熱容量にしていた。しかし、各デバイスが同時に最大発熱量の発熱をするとは限らないので、実際には放熱容量が過大になることが多かった。
そこで、上記第１０の観点によるＭＲＩ装置では、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値でなく、スキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量の１.１倍〜１.５倍の値を放熱容量とすることとした。これによれば、他のスキャン条件でも、その最大発熱量よりも大きい放熱容量を確保できる。そして、多くの場合、スキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量は、冷却する各デバイスの最大発熱量を加算した値より小さいため、構成を小型・簡略化できる。
本発明のＭＲＩ装置用水冷装置およびＭＲＩ装置によれば、ファンが不要になるか、又は、ファンを高速回転させる必要がなくなり、静音化できる。また、冷却水を空冷ラジエターで空冷するため、結露を生じることもない。これにより、温度一定の機械室に設置環境が制限されなくなり、例えば操作室に設置するなど設置場所の自由度を高めることが出来る。
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
図１は、実施例１に係るＭＲＩ装置１００の機能構成を示すブロック図である。
このＭＲＩ装置１００において、マグネットアセンブリ１は、内部に被検体を挿入するための空間部分（ボア）を有し、この空間部分を取りまくようにして、Ｘ軸傾斜磁場を形成するＸ軸勾配コイル１Ｘと、Ｙ軸傾斜磁場を形成するＹ軸勾配コイル１Ｙと、Ｚ軸傾斜磁場を形成するＺ軸勾配コイル１Ｚと、被検体内の原子核のスピンを励起するためのＲＦパルスを与える送信コイル１Ｔと、被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信コイル１Ｒと、静磁場を形成する永久磁石対１Ｍとを具備している。
なお、永久磁石対１Ｍの代わりに超電導マグネットを用いてもよい。
このＭＲＩ装置１００において、マグネットアセンブリ１は、内部に被検体を挿入するための空間部分（ボア）を有し、この空間部分を取りまくようにして、Ｘ軸傾斜磁場を形成するＸ軸勾配コイル１Ｘと、Ｙ軸傾斜磁場を形成するＹ軸勾配コイル１Ｙと、Ｚ軸傾斜磁場を形成するＺ軸勾配コイル１Ｚと、被検体内の原子核のスピンを励起するためのＲＦパルスを与える送信コイル１Ｔと、被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信コイル１Ｒと、静磁場を形成する永久磁石対１Ｍとを具備している。
なお、永久磁石対１Ｍの代わりに超電導マグネットを用いてもよい。
Ｘ軸勾配コイル１Ｘ，Ｙ軸勾配コイル１Ｙ，Ｚ軸勾配コイル１Ｚ，送信コイル１Ｔおよび受信コイル１Ｒは、それぞれＸ軸勾配コイル駆動回路３Ｘ，Ｙ軸勾配コイル駆動回路３Ｙ，Ｚ軸勾配コイル駆動回路３Ｚ，ＲＦ電力増幅器４および前置増幅器５に接続されている。
シーケンス記憶回路８は、計算機７からの指令に従い、記憶しているパルスシーケンスに基づいて勾配コイル駆動回路３Ｘ，３Ｙ，３Ｚを操作し、勾配コイル１Ｘ，１Ｙ，１Ｚから傾斜磁場を発生させると共に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１０の搬送波出力信号を所定タイミング・所定包絡線形状・所定位相のパルス状信号に変調し、それをＲＦパルスとしてＲＦ電力増幅器４に加え、ＲＦ電力増幅器４でパワー増幅した後、送信コイル１Ｔに印加する。
前置増幅器５は、受信コイル１Ｒで受信された被検体からのＮＭＲ信号を増幅し、位相検波器１２に入力する。位相検波器１２は、ＲＦ発振回路１０の出力する参照信号により前置増幅器５からのＮＭＲ信号を位相検波して、ＡＤ変換器１１に与える。ＡＤ変換器１１は、位相検波後のアナログ信号をデジタルデータに変換して、計算機７に入力する。
計算機７は、操作卓１３から入力された情報を受け取るなどの全体的な制御を受け持つ。また、計算機７は、ＡＤ変換器１１からデジタルデータを読み込み、演算処理を行って画像を生成する。
表示装置６は、画像やメッセージを表示する。
表示装置６は、画像やメッセージを表示する。
図２は、ＭＲＩ装置１００の冷却システムを示す模式図である。
ＭＲＩ装置用水冷装置２０は、冷却水を空冷する空冷ラジエター２１と、冷却水を溜めるタンク２２と、冷却水を循環させるポンプ２３と、空冷ラジエター２１を強制空冷するファン２４とを具備している。
ＭＲＩ装置用水冷装置２０は、冷却水を空冷する空冷ラジエター２１と、冷却水を溜めるタンク２２と、冷却水を循環させるポンプ２３と、空冷ラジエター２１を強制空冷するファン２４とを具備している。
ＲＦアンプキャビネット４０には、ＲＦ電力増幅器４が収容されている。
勾配電源キャビネット５０には、Ｘ軸勾配コイル１Ｘを駆動するためのＸ軸勾配コイル用電源５１と、Ｙ軸勾配コイル１Ｙを駆動するためのＹ軸勾配コイル用電源５２と、Ｚ軸勾配コイル１Ｚを駆動するためのＺ軸勾配コイル用電源５３と、安定化電源５４とが収容されている。
ポンプ２３から送出された冷却水は、配管３１を通って、ＲＦ電力増幅器４に取り付けられた水冷ヒートシンクと、Ｘ軸勾配コイル用電源５１に取り付けられた水冷ヒートシンクと、Ｙ軸勾配コイル用電源５２に取り付けられた水冷ヒートシンクと、Ｚ軸勾配コイル用電源５３に取り付けられた水冷ヒートシンクと、安定化電源５４に取り付けられた水冷ヒートシンクとに、並列に流れ込む。
そして、ＲＦ電力増幅器４に取り付けられた水冷ヒートシンクと、Ｘ軸勾配コイル用電源５１に取り付けられた水冷ヒートシンクと、Ｙ軸勾配コイル用電源５２に取り付けられた水冷ヒートシンクと、Ｚ軸勾配コイル用電源５３に取り付けられた水冷ヒートシンクと、安定化電源５４に取り付けられた水冷ヒートシンクとから並列に流れ出した冷却水は、配管３２を通って、空冷ラジエター２１に流れ込む。
ファン２４で強制空冷された空冷ラジエター２１で冷やされた冷却水は、タンク２２に溜まる。
タンク２２に溜まった冷却水は、ポンプ２３で吸い出されて、再び配管３１に送出される。
そして、ＲＦ電力増幅器４に取り付けられた水冷ヒートシンクと、Ｘ軸勾配コイル用電源５１に取り付けられた水冷ヒートシンクと、Ｙ軸勾配コイル用電源５２に取り付けられた水冷ヒートシンクと、Ｚ軸勾配コイル用電源５３に取り付けられた水冷ヒートシンクと、安定化電源５４に取り付けられた水冷ヒートシンクとから並列に流れ出した冷却水は、配管３２を通って、空冷ラジエター２１に流れ込む。
ファン２４で強制空冷された空冷ラジエター２１で冷やされた冷却水は、タンク２２に溜まる。
タンク２２に溜まった冷却水は、ポンプ２３で吸い出されて、再び配管３１に送出される。
図３は、各部の発熱量を相対的に例示した図表である。
ＭＲＩ装置１００では、スキャン＃１〜スキャン＃３の合計発熱量のうちの最大発熱量「３.６」を基準とし、その１.３倍の「４.６８」を放熱容量とする。これにより、どのスキャン条件でも、発熱量以上の放熱量を確保できる。
ＭＲＩ装置１００では、スキャン＃１〜スキャン＃３の合計発熱量のうちの最大発熱量「３.６」を基準とし、その１.３倍の「４.６８」を放熱容量とする。これにより、どのスキャン条件でも、発熱量以上の放熱量を確保できる。
これに対して、従来の冷却装置では、各デバイスの最大発熱量すなわちＲＦ電力増幅器４では「２.０」、安定化電源５４では「０.２」、勾配コイル用電源５１〜５３では「１.０」の３軸分で「３.０」を加算した値「５.２」の例えば１.３倍の値「６.７６」を放熱容量にしており、やや過大な放熱容量になっていた。
実施例１のＭＲＩ装置１００によれば、次のような効果がある。
（１）水冷による冷却効率向上のため、ファン２４を高速回転させる必要がなくなり、静音化できる。
（２）冷却水を空冷ラジエター２１で空冷するため、冷却水の温度が低くなり過ぎて結露を生じるようなことがなくなる。
（３）温度一定の機械室に設置環境が制限されなくなり、例えば操作室に設置するなど設置場所の自由度を高めることが出来る。
（４）放熱容量が過大でなくなり、構成を小型・簡略化できる。
（１）水冷による冷却効率向上のため、ファン２４を高速回転させる必要がなくなり、静音化できる。
（２）冷却水を空冷ラジエター２１で空冷するため、冷却水の温度が低くなり過ぎて結露を生じるようなことがなくなる。
（３）温度一定の機械室に設置環境が制限されなくなり、例えば操作室に設置するなど設置場所の自由度を高めることが出来る。
（４）放熱容量が過大でなくなり、構成を小型・簡略化できる。
冷却水として、プロピレングリコールや、エチレングリコールを用いてもよい。
本発明のＭＲＩ装置用水冷装置およびＭＲＩ装置は、被検体の断層像を得るのに利用できる。
２０ ＭＲＩ装置用水冷装置
２１ 空冷ラジエター
２２ タンク
２３ ポンプ
２４ ファン
３１，３２ 配管
１００ ＭＲＩ装置
２１ 空冷ラジエター
２２ タンク
２３ ポンプ
２４ ファン
３１，３２ 配管
１００ ＭＲＩ装置
Claims (10)
- 冷却水を空冷する空冷ラジエターと、冷却水を溜めるタンクと、ＲＦ電力増幅器および勾配電源と前記空冷ラジエターおよび前記タンクの間で冷却水を循環させるポンプとを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置用水冷装置。
- 請求項１に記載のＭＲＩ装置用水冷装置において、前記空冷ラジエターを強制空冷するファンを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置用水冷装置。
- 請求項１または請求項２に記載のＭＲＩ装置用水冷装置において、前記ＲＦ電力増幅器および前記勾配電源に水冷ヒートシンクを設けたことを特徴とするＭＲＩ装置用水冷装置。
- 請求項１から請求項３のいずれかに記載のＭＲＩ装置用水冷装置において、前記ＲＦ電力増幅器および前記勾配電源に冷却水を並列に流す配管を設けたことを特徴とするＭＲＩ装置用水冷装置。
- 請求項１から請求項４のいずれかに記載のＭＲＩ装置用水冷装置において、ＭＲＩ装置のスキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量の１.１倍〜１.５倍の放熱容量を有することを特徴とするＭＲＩ装置用水冷装置。
- ＲＦ電力増幅器と、勾配電源と、冷却水を空冷する空冷ラジエターと、冷却水を溜めるタンクと、前記ＲＦ電力増幅器と前記勾配電源と前記空冷ラジエターと前記タンクの間で冷却水を循環させるポンプとを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項６に記載のＭＲＩ装置において、前記空冷ラジエターを強制空冷するファンを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項６または請求項７に記載のＭＲＩ装置において、前記ＲＦ電力増幅器および前記勾配電源に水冷ヒートシンクを設けたことを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項６から請求項８のいずれかに記載のＭＲＩ装置において、前記ＲＦ電力増幅器および前記勾配電源に冷却水を並列に流す配管を設けたことを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項６から請求項９のいずれかに記載のＭＲＩ装置において、スキャン条件毎の発熱量のうちの最大の発熱量の１.１倍〜１.５倍の放熱容量を有することを特徴とするＭＲＩ装置。
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