JP2015027549A - 直流電力を供給するように適応された電源ユニットを有する磁気共鳴撮像システム - Google Patents

Abstract

【課題】ＭＲＩ画像データを収集するＭＲＩシステムを提供する。【解決手段】ＭＲＩ画像データを収集するＭＲＩシステムは、ＭＲＩ画像データを収集するための複数のサブユニットを有するデータ収集手段１００と、ＭＲＩ画像データを収集するための前記手段に電力を供給する電力配給手段とを有し、前記電力配給手段は、交流電気幹線から直流電力を供給するように適応された電源ユニットと、前記サブユニットに前記直流電力を供給するように適応された電力バス２１２と、前記電力バスによる前記サブユニットへの前記直流電力の供給を制御する制御手段とを有する。【選択図】図２

Description

本発明は、磁気共鳴撮像システムに関し、特に磁気共鳴撮像システム内での電力の配給に関する。

患者の体内の画像を生成する手順の一部として原子の核スピンを整列させるために、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）スキャナによって、静磁場が使用されている。ＭＲＩスキャン中、送信器コイルによって生成される無線周波数（ＲＦ）パルスが局所的な磁場に揺動を生じさせ、核スピンによって放射されるＲＦ信号が受信器コイルによって検出される。これらのＲＦ信号が、ＭＲＩ画像を構築するために使用される。これらのコイルはアンテナと呼ぶこともできる。また、送信器コイル及び受信器コイルはまた、双方の機能を果たす単一の送受信器コイルに統合されることもできる。理解されるように、送受信器コイルという用語の使用は、別個の送信器コイル及び受信器コイルが使用されるシステムをも表し得る。

ＭＲＩシステムは、各々が幹線電圧で給電される数多くの部分ユニット（サブユニット）で構成される。問題は、異なる国又は地域によって異なる幹線電圧が使用されていることである。例えば、欧州の設備は５０Ｈｚの周波数のＡＣ電力を供給しているが、米国及びカナダにおいては６０Ｈｚが標準である。米国における単相交流（ＡＣ）電力は１２０Ｖであり、欧州における単相ＡＣ電力は２４０Ｖである。ＭＲＩシステムのサブユニットが供給ＡＣ電力で動作することができない場合、該ユニットは電力変圧器及び整流器を必要とすることになる。変圧器は大きい装置であるとともに、磁気的に遮蔽されない限り、磁石の近くで使用されることができない。ＡＣ電力及び変圧器によって生成される電磁場は、ＭＲＩ画像データの収集と干渉し得る。これら個々のサブユニット全ての電力が効率的に管理されているわけではない。ＭＲＩシステムは多数のサブユニットを有するので、これら全てのサブユニットに電力供給するためには多数の変圧器及びアダプタが存在することになり得る。これらの変圧器は全て、高価であり、且つ病院内の貴重な空間を消費する。ＭＲＩシステムの配線は極めて複雑なものになり得るし、使用される電圧は危険なものである。

特許文献１に、遠隔的に電力供給される磁気共鳴注入器（インジェクタ）が記載されている。

米国特許出願公開第２００８／００６８０１１号明細書

本発明は、ＭＲＩ画像データを収集するＭＲＩシステムを提供する。本発明の実施形態が従属請求項にて与えられる。

本発明の実施形態は、ＭＲＩシステムに直流（ＤＣ）配電を用いることによって、上述の問題を解決する。幹線電圧接続の位置にＤＣ配電システムが配置され、電力が単一のＤＣ電圧又は複数のＤＣ電圧に変換される。そして、ＭＲＩシステムの個々のサブユニットにＤＣ電圧が配給される。

大部分のサブユニットには標準電圧が配給される。例えば勾配増幅器又はＲＦ増幅器などの大電力サブユニットは、特殊化された電力の恩恵を受け得る。ＤＣ電力の配給には、例えば４０Ｖといった、より安全な電圧が選択されてもよい。必要に応じて、各装置は、ＤＣ−ＤＣ変換を介して、それ自身の所望のＤＣ電圧を局所的に生成することができる。ＤＣ−ＤＣ電力変換は周知の信頼できる小型技術である。

本発明の実施形態は、以下の利点のうちの少なくとも一部を有する：
− 装置ごとの電源を除去することによるコスト削減、
− 容積低減（変圧器なし）、
− 世界規模で必要とされる要求電圧範囲（５０／６０Ｈｚ、１１０／２２０／等々Ｖ（ボルト））で各サブユニットを試験する必要がないことによる、開発コスト削減、
− 例えば４０ＶなどのＤＣ電圧、例えば２２０Ｖ／５０Ｈｚといったものより安全である、
− ５０Ｈｚ又は６０Ｈｚの雑音がＭＲＩシステムと干渉する可能性が排除される、
− 唯一の電圧のみが存在するため、システムフィルタボックスが簡略化される。

更なる利点が、後述の実施形態にて説明される。

本発明の実施形態は、ＭＲＩ画像データを収集するための複数のサブユニットを有するデータ収集手段を有する、ＭＲＩ画像データを収集するＭＲＩシステムを提供する。サブユニットとは、ＭＲＩシステムの個々の構成要素である。サブユニットの例は、勾配増幅器、無線周波数増幅器、結合されたＲＦ増幅器及び受信器、高次シム供給、冷却システム、低温冷却器、患者支持台、生理学センター、傾斜磁場コイル、ＲＦコイル及びアンテナ、検査室内の電子装置、観察カメラ、患者観察用のコンピュータディスプレイ及びモニタ、並びにコンピュータシステムである。コンピュータシステムは、１つ又は幾つかの異なるコンピュータを有することができ、コンソール内のホストであるスキャン制御コンピュータ、画像を再構成する再構成コンピュータ、及びＭＲＩシステムを制御するコントローラとし得る。ＭＲＩシステムはまた、ＭＲＩ画像データを収集するための手段に電力を供給するために使用される電力配給手段を有する。

電力配給手段は、交流電気幹線から直流電力を供給するように適応された電源ユニットと、サブユニットに前記直流電力を供給するように適応された電力バスと、電力バスによるサブユニットへの直流電力の供給を制御する制御手段とを有する。

電力バスは、幾つかの異なる手法で構築され得る。単一の電圧がサブユニットに提供されるとして、それらが単純に電力バスに接続されてもよいし、あるいは、提供される様々な電圧が存在してもよい。ＭＲＩの全てのサブユニットが接続される電力バスが電源の背後に存在してもよいし、検査室内まで導かれる配線が存在し、短いリード線が個々のサブユニットと電力バスとの間に接続されてもよい。単一電圧の電力バスは、システムフィルタボックスがより単純であるという利点を有する。電力バスに制御手段を接続し、ＭＲＩシステムのサブユニットをオン及びオフの間で切り替えるために使用することができる。電力消費を制御するコントローラを制御手段の部分としてもよく、これは、電源内に組み込まれるか、コンピュータシステムのうちの１つを介して制御されるかし得る。

本発明の実施形態は、単一のサブユニットごとに別個のＡＣコネクタが使用されないという利点を有する。通常、各サブユニットは、ＡＣ電気幹線へのそれ自身の接続を有する。サブユニットの各々にＤＣ電力を供給することにより、複数のＡＣ接続の必要性が排除される。これにより、サブユニットを構築するのに必要な金額が削減されるとともに、より良好なＭＲＩ画像が提供される。何故なら、変圧器は典型的に、正しく遮蔽されないと、画像内にゴーストを発生させ得る５０Ｈｚ又は６０Ｈｚの雑音を生成するからである。ＤＣ電圧を供給することは、ＤＣ電圧はＡＣ電圧より危険でないことからも有利である。より致命的でない電源システムとするよう、例えば４０Ｖ又は１２Ｖなどの低電圧が選択されて使用され得る。また、集中的な電力バスを有することは、全体的な電力の制御及び調整を可能にする。

他の一実施形態において、電力配給手段は更に、電力を供給するように適応された無停電電源を有する。交流電気幹線の電力が中断されたとき、無停電電源は、ＭＲＩシステムが機能を継続するようにエネルギーを供給する。この実施形態において、無停電電源は、電力バスに直流電力を供給するように適応された少なくとも１つの電池を有する。この実施形態の利点は、電力障害の発生時に、システム全体のためのＤＣ電力が電池によって供給されることである。故に、電源が中断されたときに、必要な電力を供給することが非常に容易である。通常は、先ず、ＡＣ幹線に給電するのに使用されるＡＣ電力を生成するために発電機が必要とされ、その後、多くのサブユニットによって、該電力が直流に変換される。これは極めて非効率であり、また、電池は非常用発電機より遙かに安価である。ＭＲＩシステム用のＡＣユニバーサル電源は、約２００００ユーロのコストが掛かる。この機能が、ＤＣ電源に並列に大容量電池を付加することによって実現される。電池はＡＣ発電機より相当に安価になり得る。

他の一実施形態において、サブユニットのうちの１つは、傾斜磁場コイルに給電する勾配増幅器である。勾配増幅器は、交流電気幹線から直流電力を供給するように適応される。勾配増幅器は更に、電力バスに直流電力を供給するように適応され、前記電源ユニットはこの勾配増幅器である。勾配増幅器はＭＲＩシステム内の最大の電力消費物であるか、その１つであるため、この実施形態は非常に有利である。勾配増幅器は、ＭＲＩシステムの動作中に傾斜コイルに巨大な電流を供給する必要がある。上記の電源ユニット及び勾配増幅器を有することは非常に効率的であり、これらのユニットを１つに結合することはコスト効率に優れる。基本的に、勾配増幅器は、ＭＲＩシステムの残りの部分に電力を供給するように変更される。

他の一実施形態において、サブユニットのうちの１つは、無線周波数コイルに給電する無線周波数増幅器である。ＲＦ増幅器はＤＣ電圧で給電されることができる。ＲＦ増幅器の電源を除去し、コストを節減することができる。さらに、これにより、より小型のＲＦ増幅器を構築することが可能になる。このことは、ＭＲＩシステムをより小型で空間効率の良いものにすることを可能にする。ＭＲＩシステムにおいて、無線周波数増幅器は、ＭＲＩシステム内でスピンを倒すために使用される無線周波数信号を生成する。無線周波数コイルが、検査されている患者内のボリュームに無線周波数エネルギーを送り届ける。多くの場合、無線周波数増幅器及び送信コイルは無線周波数受信器と統合され、受信器コイルが無線周波数送信器コイルと統合される。理解されるように、無線周波数増幅器に言及するとき、そのような言及は無線周波数増幅器と受信器とを結合したものにも及ぶ。同じことが無線周波数コイルにも当てはまり、それへの言及は、無線周波数エネルギーを送信するコイルと、無線周波数エネルギーの送信及び受信を行うコイルとの双方に及ぶ。無線周波数増幅器が直流電力から直接的に稼働されるので、この実施形態は非常に有利である。それらにＤＣ電流を供給することにより、無線周波数増幅器に変圧器を付加するコストが排除され、コストの低減となり得る。

他の一実施形態において、サブユニットのうちの１つは、熱放散流体を冷却する液冷キャビネットである。液冷キャビネットは、電力バスにより供給される直流電力で給電されるように適応される。多くの液冷キャビネットは幹線電力によって決定される周波数の交流電力を用いて稼働されているので、これは有利である。高いレベルの冷却が不要であるとき、バルブにより、流体システム中の流れが抑制されている。ポンプがバルブに反して動作してエネルギーを浪費するので、これは非効率である。ＤＣ電圧から稼働させることにより、可変的な流速を有するようにシステムを設計することができ、電力量を低減することにより、ＭＲＩシステムの稼働コストの低減がもたらされる。

現行の液冷キャビネット（Liquid Cooling Cabinet；ＬＣＣ）は、幹線周波数に結合された一組のポンプを含んでおり、システム内での実際の放散とは無関係な一定のポンプ速度を有している。圧力制御は、（大きい）圧力低下を誘起する流量制限器を付加することによって行われている。これはエネルギーを無駄にしている。可変速度を有する一組のポンプが好ましい。集中的に配給されるＤＣ電力を用いることは、この改善を容易にする。

本発明の実施形態はまた、サブユニットのうちの１つである低温冷却器を提供する。低温冷却器は、極低温を作り出す装置であり、対象物を冷却するために使用される。低温冷却器は、超電導磁石の内側の一部と接触する熱伝導路を有し、冷却能力はガス流の振動周波数によって決定される。典型的に、過剰な冷却能力は、低温圧力容器内に電気ヒータを追加することによって調整される。冷却能力はまた、ガス流の周波数を制御することによって調整され得る。ＤＣ電源による稼働は、この技術を用いて低温冷却器の冷却能力の調整を容易にする。

他の一実施形態において、サブユニットのうちの１つは超電導磁石であり、サブユニットのうちの他の１つは、超電導磁石に給電する磁石電源である。この磁石電源は、ＭＲＩシステムの電力バスとの接続に使用可能な電力接続を有する。磁石電源は典型的に、磁石に常時接続されていようとなかろうとサービスツールであるので、この実施形態は有利である。ＡＣ電源を排除することにより、サービススタッフが超電導磁石電源を持ち歩くことが容易になる。この場合も、変圧器を除去することにより、磁石電源のコストが削減される。電力バスとの接続に使用可能な電力接続の付加はまた、個人が磁石電源を取り外すことを容易にする。

他の一実施形態において、電源は、複数の異なる電圧を電力バスに供給するように適応される。異なるサブユニットは異なる電圧を有することを必要とすることがあるため、これは有利である。単一の電圧のみを有する場合、個々のサブユニットが適切な動作電圧を得るためにＤＣ−ＤＣ変換器を必要とすることが起こり得る。ＲＦ電源、及び特に勾配電源は、ＭＲＩシステムにおける主要な電力消費物である。複数の電圧源を備えた電力バスを有することは、大きい電流を用いる品目をそれら自身の電気回路上に配置することを可能にする。

他の一実施形態において、電源ユニットは、単一の電圧のみを電力バスに供給するように適応される。単一電圧システムも利点を有する。単一の電圧を有することは、中央的な電力配給を遙かに単純にする。１つの電圧を有するケーブル群の単一システムが構築され得る。この場合、フィルタボックスは単一の電圧値のみをフィルタリングすればよい。これはコストの低減をもたらす。

他の一実施形態において、制御手段は更に、サブユニットへの電流の配給を制御することによって電力消費を低減するように適応される。中央制御システムから、磁石の全てのサブユニットがターンオフされることができ、あるいは電力が抑制されることができ、これは有利である。全てのサブユニットが自身のＡＣ電気接続上にあるとき、電力消費を調整すること、また、使用中でないサブユニットをターンオフすることは一層困難である。

他の一実施形態において、制御手段は更に、ＭＲＩシステムによる電力消費を調整するために使用可能なユーザインタフェースを有する。ＭＲＩシステムは多量の電力を消費するので、これは有利である。ユーザインタフェースを提供すること、又は電力消費を調整することにより、システムが使用されていないときの電気エネルギーを低減することができる。

他の一実施形態において、制御手段は更に、ＭＲＩシステムが使用されていない時の電力配給を管理するように適応される。患者検査の合間又は作業の休止中に、より少ない電力を使用するようにシステムが設定され得るので、これは有利である。システムはまた、ＭＲＩシステムが使用されない夕方に多量のエネルギーを節約するように設定されることもできる。直流電力の集中的な配給及び制御システムは、この電力節減を促進するように個々のサブユニットが効率的にターンオン・オフされることを可能にする。サブユニットの全てが個々のＡＣ電力に接続される場合、エネルギーの節減を調整することは一層困難である。

他の一実施形態において、電力バスは更に、電力配給手段とサブユニットとの間でデータを伝送するように適応される。これは、サブユニットへの電力を調整する制御手段の一部として電力バスが使用され得るという利点を有する。電力バスは、例えばカテゴリー５ケーブル又は光ファイバなどのネットワークケーブルを付加することによって適応され得る。電力バスはまた、電力を伝送するために使用される導電体のうちの１つ以上に高周波搬送波を与えることによって適応されてもよい。これは、追加のケーブルを付加する必要がないという利点を有する。

以下では、以下の図を含む図面を参照して、単なる例として、本発明の好適実施形態を説明する。
分散された電力バスを備えたＭＲＩシステムの一実施形態を示す理想化された図である。 集中型の電力バスを備えたＭＲＩシステムの一実施形態を示す理想化された図である。 ＭＲＩシステムの一実施形態の配電システムを示す図である。 コンピュータのグラフィカルユーザインタフェースの一実施形態を示す図である。

これらの図中の似通った参照符号を付された要素は、同一の要素であるか、同一の機能を果たすかの何れかである。既に説明された要素については、機能が同一である場合、後続の図においては必ずしも説明しないこととする。

図１は、データ収集手段１００内まで延在する電力バス１１２を備えたＭＲＩシステムの一実施形態を示しており、且つサブユニット群１０４を電力バス１１２に接続する手法を提示している。この図は、電気システムのレイアウトを示すための理想化された図である。ＡＣ電力を供給するＡＣ電気幹線１０８が存在している。これは電源１０６に接続されている。そして、電源は電力バス１１２に接続され、電力バスがデータ収集手段１００の近傍まで延在している。データ収集手段１００は、電力バス１１２と全てのサブユニット１０４との間に電気接続１１４を有している。サブユニット１０４ごとに、これらの接続１１４のうちの１つが存在する。サブユニット１０４は制御手段１１０に接続され、そして、制御手段１１０が、電力バス１１２とサブユニット１０４との間の電気接続１１４に接続される。制御手段１１０は、サブユニット１０４の電力をオン又はオフに切り換えるように、あるいは電力量を調整するように適応される。サブユニット１０４はまた、各制御手段１１０に専用の電気制御部を介して制御されるか、ネットワークを介してそれらをコンピュータに接続することによって制御されるかすることができる。

図２もＭＲＩシステムの一実施形態を示している。この図もやはり、電気システムのレイアウトを示すための理想化された図である。この実施形態において、電力バス２１２は電源１０６の近傍に局在している。電源１０６に接続されたＡＣ電気幹線１０８が存在している。電源１０６は、電力バス２１２に接続され、ＤＣ電力を提供する。電力バス２１２は、電力の遮断又は調整の何れかを行う能力を有する制御手段２１０に接続されている。制御手段２１０は、電力バス２１２とサブユニット１０４との間の電気接続２１４に接続されている。この構成の利点は、各サブユニットまで単一のケーブルが存在し、サブユニット１０４ごとに異なるＤＣ電圧を有することが可能なことである。この実施形態は、個々のサブユニット１０４の各々に対して電圧が調整されることを可能にする。

図３は、ＭＲＩシステムの一実施形態の、より詳細な模式図を示している。この実施形態において、電源１０６に接続されたＡＣ電気幹線１０８が存在している。電源１０６には、無停電電源３１６も接続されている。無停電電源３１６は、１つ以上の電池を有し、ＡＣ電力が失われた場合に電源１０６及び電力バス３１２にＤＣ電力を供給するように適応される。電源１０６は、電力バス３１２も接続されるとともに、電源コントローラ３１８に接続されている。電源コントローラは、電力バス３１２へのＤＣ電流の供給を制御する制御手段の部分として機能する。電源コントローラ３１８は通信ネットワーク３２２に接続されている。これは、例えばイーサネット（登録商標）などのコンピュータネットワークを用いて実現され得る。データフローを輸送するために電力バス３１２自体を用いることも可能である。これは、電力バス３１２にネットワークケーブルを組み込むこと、又は電力を伝送するために使用される導電体のうちの１つ以上に高周波搬送波を負わすことによって実現され得る。高周波搬送波は、データの伝送に適応された導電体上に重畳される低振幅電圧であり、サブユニット３２４、３３４、３３６、３３８、３４０、３４４への電力の伝送に影響を及ぼさない。この実施形態において、ネットワーク３２２がデータ収集手段１００に接続されるとともに、電力バス３１２がデータ収集手段１００に接続されている。電力バス３１２と電力バスコントローラ３２０との間に接続が存在する。電源コントローラ３１８とコンピュータシステム３２４及び電力バスコントローラ３２０との間にネットワーク接続３２２が存在する。この実施形態において、コンピュータシステム３２４は、電源コントローラ３１８との直接接続を有している。

この実施形態において、コンピュータシステム３２４は、電源コントローラ３１８と相互作用することができ、ＭＲＩシステム内の電力を調整する制御システムの部分を形成する。これはまた、電力バスコントローラ３２０を直接的に制御する電源コントローラ３１８を用いて実現されてもよい。データ収集手段１００は、コンピュータシステム３２４、液冷キャビネット３４４、勾配電源３４０、低温冷却器３３６、磁石電源３３８、及びＲＦ増幅器及び／又は受信器３３４を有している。これらのサブユニット３２４、３３４、３３６、３３８、３４０、３４４の各々は電力バスコントローラ３２０に接続されている。各電力バスコントローラ３２０は、電力バス３１２とサブユニット３２４、３３４、３３６、３３８、３４０、３４４との間の電気接続３１４に接続されるとともに、ネットワーク接続３２２を有している。これらのサブユニット３２４、３３４、３３６、３３８、３４０、３４４の全てが、電力バス３１２に接続されてＤＣ電力を受け取り、且つコンピュータネットワーク３２２を介して共に接続される。この実施形態におけるコンピュータネットワーク３２２は、サブユニット３２４、３３４、３３６、３３８、３４０、３４４の各々が受け取るＤＣ電力を調整するように動作可能である。

ＤＣ電力は個々のサブユニット３２４、３３４、３３６、３３８、３４０、３４４に対して遮断されることができ、あるいは、電力を調整するために信号がネットワーク３２２上で電力バスコントローラ３２０に送られることができる。ＤＣ電力バス３１２が単一の電圧を供給して、各ユニットが同一のＤＣ電圧を受け取ることができる。この場合、一部のユニットは、異なる電圧を生成するＤＣ−ＤＣ変換器を有することができる。代替的な一実施形態において、電力バス３１２は幾つかの異なる電圧を供給してもよい。

図３においては、ＭＲＩ磁石３２６も存在している。ＭＲＩ磁石３２６内には、患者３３０を受け取る患者支持台３２８が存在している。患者支持台３２８は検査中あるいは治療中の患者を支持する。ＲＦ送受信器コイル３３２が患者の上方にあり、ＲＦ増幅器３３４に接続されている。磁石のボア内には、傾斜コイル３４２が存在している。傾斜コイル３４２は勾配電源３４０に接続されている。冷却ホース系３４６が傾斜コイル３４２に接続されている。これらの冷却ホース３４６は、冷却ホース３４６内部の流体を冷却するように適応された冷却キャビネット３４４と、傾斜コイル３４２とを接続する。ＭＲＩ磁石３２６はまた、磁石電源３３８に接続されている。磁石電源３３８は、ＭＲＩ磁石３２６に給電したり給電を解除したりすることができる。磁石電源３３８は、常時適所に残されてもよいし、取り外し可能にされてもよい。磁石電源３３８は、ネットワーク接続３２２なし且つ電力バスコントローラ３２０なしで動作されてもよい。それは、磁石電源３３８がサービスツールとして使用されるような場合である。低温冷却器３３６は、ＭＲＩ磁石３２６を冷却するために使用され、熱伝導路を用いてＭＲＩ磁石３２６に接続される。

他の一実施形態において、サブユニット３２４、３３４、３３６、３３８、３４０、３４４及び電源コントローラ３１８の全てが同一のコンピュータネットワーク３２２上にあるわけではない。コンピュータシステム３２４と電源コントローラ３１８との間、そして様々なサブユニット３２４、３３４、３３６、３３８、３４０、３４４へと、専用回線が走っていてもよい。例えば、個々のサブユニット３２４、３３４、３３６、３３８、３４０、３４４の各々に対して接続が存在し、電源コントローラ３１８から電力バスコントローラ３２０へと専用回線が走っていてもよい。

図４は、ＭＲＩシステムのエネルギー消費を制御するために使用可能なダイアログ・ボックス４５０の一実施形態を示している。このダイアログ・ボックス４５０は、自動モードと手動モードとの間での選択に使用可能な選択手段４５２を有している。手動モードでは、オペレータが手作業で電力設定を制御して、ＭＲＩシステムのエネルギー消費を制御する。自動モードでは、オペレータは、ＭＲＩシステムによる電力の消費を自動的に設定することができる。例えば、システムは、或る期間の後に一部のサブユニットへの電力を低減し、その後、更なる期間の後に、電力消費を更に低減し得る。このダイアログ・ボックスは幾つかの手動制御部を示しており、第１のものは通常システム使用４５４であり、オペレータがこのボタンを押すとＭＲＩシステムの全てのサブユニットが動作可能モードに置かれる。‘小休止’と記された別のボタン４５６が存在している。これはＭＲＩシステムを、短期間だけシステムが使用されないモードに置く。これは、短期間必要でなくエネルギー節減のためにオフにされ得るサブユニットを止めることとし得る。そして、‘エネルギー節約’と付された別のボタン４５８が存在しており、これは、ＭＲＩシステムの不可欠なサブユニットを除く全てのサブユニットが電力節減のために停止されられる動作モードを選択するために使用可能である。一例は、夜間にシステムが使用されないときにこれを使用するものである。さらに、このダイアログ・ボックスを終了するための選択部４６０が存在している。‘設定’と付された選択部４６２は、各モードにおいて何れのユニットが停止される、あるいは低減電力を有するようにされるかをオペレータが設定することを可能にする、より複雑な別のダイアログ・ボックスを開く。それはまた、自動的な電力システム調整をオペレータが設定することを可能にする。

１００ データ収集手段
１０４ サブユニット
１０６ 電源
１０８ ＡＣ電気幹線
１１０ 制御手段
１１２ 電力バス
１１４ 電力バスとサブユニットとの間の電気接続
２１０ 制御手段
２１２ 電力バス
２１４ 電力バスとサブユニットとの間の電気接続
３１２ 電力バス
３１４ 電力バスとサブユニットとの間の電気接続
３１６ 無停電電源
３１８ 電源コントローラ
３２０ 電力バスコントローラ
３２２ ネットワーク
３２４ コンピュータシステム
３２６ ＭＲＩ磁石
３２８ 患者支持台
３３０ 患者
３３２ 送受信器コイル
３３４ ＲＦ増幅器／受信器
３３６ 低温冷却器
３３８ 磁石電源
３４０ 勾配電源
３４２ 傾斜コイル
３４４ 液冷キャビネット
３４６ 冷却ホース
４５０ ダイアログ・ボックス
４５２ 手動制御と自動制御との間での選択部
４５４ システムを通常動作モードに置く
４５６ システムをスタンバイモードに置く
４５８ 不可欠でないサブユニットを停止
４６０ ダイアログ・ボックスを終了
４６２ エネルギー節減設定を設定

Claims (12)

1. ＭＲＩ画像データを収集するための複数のサブユニットを有するデータ収集手段と、ＭＲＩ画像データを収集するための前記手段に電力を供給する電力配給手段とを有する、ＭＲＩ画像データを収集するＭＲＩシステムであって、
   前記電力配給手段は：
   交流電気幹線から直流電力を供給するように適応された電源ユニットと、
   前記サブユニットに前記直流電力を供給するように適応された電力バスと、
   前記電力バスによる前記サブユニットへの前記直流電力の供給を制御する制御手段と
   を有し、且つ
   前記サブユニットのうちの１つは、無線周波数コイルに給電する無線周波数増幅器であり、前記無線周波数増幅器は、直流電力で給電されるように適応されている、
   ＭＲＩシステム。
2. 前記電力配給手段は更に、前記交流電気幹線の電力が中断されたときに電力を供給するように適応された無停電電源を有し、前記無停電電源は、前記電力バスに直流電力を供給するように適応された少なくとも１つの電池を有する、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
3. 前記サブユニットのうちの１つは、傾斜磁場コイルに給電する勾配増幅器であり、前記勾配増幅器は、交流電気幹線から直流電力を供給するように適応され、前記勾配増幅器は更に、前記電力バスに直流電力を供給するように適応され、且つ前記電源ユニットは前記勾配増幅器である、請求項１又は２に記載のＭＲＩシステム。
4. 前記サブユニットのうちの１つは、熱放散流体を冷却する液冷キャビネットであり、前記液冷キャビネットは、前記電力バスにより供給される直流電力で給電されるように適応されている、請求項１乃至３の何れか一項に記載のＭＲＩシステム。
5. 前記サブユニットのうちの１つは、低温流体を冷却する低温冷却器であり、前記低温冷却器は、前記電力バスにより供給される直流電力で給電されるように適応されている、請求項１乃至４の何れか一項に記載のＭＲＩシステム。
6. 前記サブユニットのうちの１つは超電導磁石であり、前記サブユニットのうちの１つは、前記超電導磁石に給電する磁石電源であり、前記磁石電源は、前記電力バスとの接続に使用可能な電力接続を有する、請求項１乃至５の何れか一項に記載のＭＲＩシステム。
7. 前記電源ユニットは、前記電力バスに、複数の電圧の直流電力を供給するように適応され、前記サブユニットの各々は、前記複数の電圧のうちの１つを有する直流電力によって給電されるように適応されている、請求項１乃至６の何れか一項に記載のＭＲＩシステム。
8. 前記電源ユニットは、前記電力バスに、単一の電圧の直流電力を供給するように適応され、前記サブユニットの各々は、前記単一の電圧を有する直流電力によって給電されるように適応されている、請求項１乃至６の何れか一項に記載のＭＲＩシステム。
9. 前記制御手段は更に、前記サブユニットへの直流電力の配給を制御することによって電力消費を低減するように適応されている、請求項１乃至８の何れか一項に記載のＭＲＩシステム。
10. 前記制御手段は更に、当該ＭＲＩシステムによる電力消費を調整するために使用可能なユーザインタフェースを有する、請求項９に記載のＭＲＩシステム。
11. 前記制御手段は更に、当該ＭＲＩシステムが使用されていない時の電力配給を管理するように適応されている、請求項９又は１０に記載のＭＲＩシステム。
12. 前記電力バスは更に、前記電力配給手段と前記サブユニットとの間でデータを伝送するように適応されている、請求項１乃至１１の何れか一項に記載のＭＲＩシステム。

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