WO2014042057A1 - 医用装置及びｘ線高電圧装置 - Google Patents

医用装置及びｘ線高電圧装置 Download PDF

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WO2014042057A1
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文雄 石山
廣畑　賢治
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株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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Definitions

  • the present embodiment as one aspect of the present invention relates to a medical apparatus and an X-ray high voltage apparatus provided with a power device.
  • Medical diagnostic imaging devices such as X-ray CT (computed tomography) devices and X-ray devices generate high power to the converter and inverter of the X-ray high voltage device in order to generate a high voltage to be supplied to the X-ray tube.
  • a device semiconductor element for power equipment
  • the temperature of the power device of the X-ray high voltage apparatus is rapidly increased every time X-rays are generated.
  • the output power of the X-ray high voltage device is as large as several tens to hundreds of kilowatts. For this reason, an IGBT (insulated gate bipolar transistor) module, a MOSFET (metal-oxide-semiconductor field-effect transistor) module, or the like is often used as the power device of the converter and inverter of the X-ray high voltage apparatus.
  • IGBT insulated gate bipolar transistor
  • MOSFET metal-oxide-semiconductor field-effect transistor
  • the schematic diagram which shows the structural example of the power device in the inverter shown in FIG. FIG. 4 is a schematic view showing a II cross section of FIG. 3.
  • the medical device of the present embodiment includes a power device, a temperature sensor that measures temperature data, measured temperature data, temperature data inside the case that covers the power device, and the power By referring to the temperature data obtained by the temperature sensor in a table in which at least one of the temperature data of the wire bonded to the device is associated, the temperature data inside the case and the temperature data of the wire Conversion processing means for obtaining at least one of them, and prediction time calculation means for calculating a prediction time until failure of the power device based on the obtained temperature data.
  • the X-ray high-voltage apparatus includes a power device, a temperature sensor that measures temperature data, and temperature data inside the case that covers the power device in measured temperature data.
  • a temperature sensor that measures temperature data
  • temperature data inside the case that covers the power device in measured temperature data.
  • the life of the power device can be predicted from the viewpoint of the heat cycle life and the power cycle life. According to the medical apparatus and the X-ray high voltage apparatus of the present embodiment, it is possible to avoid a situation in which a failure of the power device suddenly occurs during imaging by predicting the lifetime of the power device, so re-imaging is unnecessary. Thus, unnecessary exposure to the patient can be avoided.
  • the medical device of the present embodiment is a device that includes a power device in a power circuit or the like.
  • the medical apparatus according to the present embodiment includes a treatment apparatus such as a radiotherapy apparatus, and a medical image diagnosis apparatus such as an MRI (magnetic resonance imaging) apparatus, an X-ray apparatus, and an X-ray CT apparatus.
  • a treatment apparatus such as a radiotherapy apparatus
  • a medical image diagnosis apparatus such as an MRI (magnetic resonance imaging) apparatus
  • an X-ray apparatus X-ray CT apparatus
  • a power device is provided in a power supply circuit for generating radiation.
  • the medical apparatus is an MRI apparatus
  • a power device is provided in a power supply circuit for generating a gradient magnetic field and a power supply circuit for generating a high-frequency pulse.
  • the medical apparatus is an X-ray apparatus and an X-ray CT apparatus
  • a power device is provided in a power supply circuit (X-ray high voltage apparatus) for generating X-rays.
  • X-ray high voltage apparatus X-ray high voltage apparatus
  • the medical apparatus may be an apparatus provided with a power device.
  • the X-ray CT apparatus as the medical apparatus of the present embodiment includes a rotation / rotation (rotate / rotate) type in which the X-ray tube and the detector are rotated as one body, and a ring shape.
  • rotation / rotation rotate / rotate
  • There are various types such as a fixed / rotation type (STATIONARY / ROTATE) type in which the detection elements are arrayed and only the X-ray tube rotates around the subject, and the present invention can be applied to any type.
  • STATIONARY / ROTATE fixed / rotation type
  • the present invention can be applied to any type.
  • the rotation / rotation type that currently occupies the mainstream will be described.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration example showing an X-ray CT apparatus as a medical apparatus of the present embodiment.
  • FIG. 1 shows an X-ray CT apparatus 1A as a medical apparatus 1 of the present embodiment.
  • the X-ray CT apparatus 1A is mainly composed of a scanner apparatus 11 and an image processing apparatus (console) 12.
  • the scanner device 11 of the X-ray CT apparatus 1A is usually installed in an examination room and configured to generate X-ray transmission data related to a patient O (subject).
  • the image processing apparatus 12 is usually installed in a control room adjacent to the examination room, and is configured to generate projection data based on transmission data and generate / display a reconstructed image.
  • the scanner device 11 of the X-ray CT apparatus 1A includes an X-ray tube 21, an aperture 22, an X-ray detector 23, a DAS (data acquisition system) 24, a rotating unit 25, an X-ray high voltage device 26, an aperture drive mechanism 27, and a rotation.
  • a drive mechanism 28, a top plate 30, a top plate drive device 31, and a controller 32 are provided.
  • the X-ray tube 21 generates an X-ray by causing an electron beam to collide with a metal target according to the tube voltage supplied from the X-ray high-voltage device 26 and irradiates the X-ray detector 23 toward the X-ray detector 23. Fan beam X-rays and cone beam X-rays are formed by X-rays emitted from the X-ray tube 21.
  • the X-ray tube 21 is supplied with electric power necessary for X-ray irradiation under the control of the controller 32 via the X-ray high voltage device 26.
  • the diaphragm 22 adjusts the irradiation range in the slice direction (z-axis direction) of the X-rays irradiated from the X-ray tube 21 by the diaphragm drive mechanism 27. That is, by adjusting the aperture of the aperture 22 by the aperture drive mechanism 27, the X-ray irradiation range in the slice direction can be changed.
  • the X-ray detector 23 is a one-dimensional array type detector having a plurality of detection elements in the channel direction and a single detection element in the column (slice) direction.
  • the X-ray detector 23 is a two-dimensional array type detector (also referred to as a multi-slice detector) having a matrix, that is, a plurality of detection elements in the channel direction and a plurality of detection elements in the slice direction.
  • the X-ray detector 23 detects X-rays irradiated from the X-ray tube 21 and transmitted through the patient O.
  • the DAS 24 amplifies the transmission data signal detected by each detection element of the X-ray detector 23 and converts it into a digital signal. Output data from the DAS 24 is supplied to the image processing apparatus 12 via the controller 32 of the scanner apparatus 11.
  • the rotating unit 25 integrally holds the X-ray tube 21, the diaphragm 22, the X-ray detector 23, the DAS 24, and the diaphragm driving mechanism 28.
  • the rotating unit 25 is configured so that the X-ray tube 21, the diaphragm 22, the X-ray detector 23, the DAS 24, and the diaphragm driving mechanism 28 are integrated with the X-ray tube 21 and the X-ray detector 23 facing each other. It is configured to be able to rotate around.
  • the X-ray high voltage device 27 may be held by the rotating unit 25.
  • a direction parallel to the rotation center axis of the rotating unit 25 is defined as a z-axis direction, and a plane orthogonal to the z-axis direction is defined as an x-axis direction and a y-axis direction.
  • the X-ray high voltage device 26 supplies power necessary for X-ray irradiation to the X-ray tube 21 under the control of the controller 32.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing a configuration example of the X-ray high voltage apparatus 26 provided in the X-ray CT apparatus 1A.
  • the X-ray high voltage device 26 includes a voltage detection means 26a, a converter 26b, a capacitor 26c, an inverter 26d, a capacitor 26e, and a high voltage generator connected to a power source (single phase 200V commercial power source). 26f.
  • the X-ray high voltage device 26 converts the power supply voltage to DC by the converter 26b, controls the power of the DC output by the inverter 26d, increases the voltage by the high voltage generator 26f, rectifies, and applies a high voltage to the X-ray tube 21 To do.
  • DC control of the converter 26b and AC output power control by the inverter 26d are performed, for example, by a PWM (pulse width modulation) system, and the target value and the like are given from a control circuit (not shown).
  • the high voltage generator 26f includes a step-up transformer 26f1, a rectifier circuit 26f2, and a capacitor 26f3.
  • the voltage is boosted by the step-up transformer 26f1 and rectified by the rectifier circuit 26f2.
  • the capacitor 26f3 is used for smoothing the output voltage.
  • the capacitor 26c stabilizes the output voltage of the converter 26b, and the capacitor 26e is used for resonance to resonate with the leakage inductance of the step-up transformer 26f1.
  • FIG. 3 is a schematic diagram showing a structural example of a power device in the inverter 26d (or the converter 26b) shown in FIG.
  • FIG. 4 is a schematic diagram showing a II cross section of FIG.
  • the X-ray high voltage device 26 includes a heat sink 261, a substrate (copper pattern, insulating substrate, conductor layer, etc.) 262, a power device 263, a bonding wire (hereinafter simply referred to as “wire”). ) And a temperature sensor 265, and a resin case (hereinafter simply referred to as “case”) 266 is joined to the heat radiating plate 261 so as to cover the power device 263, the wire 264, and the temperature sensor 265.
  • the substrate 262 is soldered on the heat sink 261.
  • the chip of the power device 263 is solder-joined at the joint S1 on the substrate 262.
  • the wire 264 is soldered at the joint S2 on the power device 263.
  • the power device 263 forms a series circuit of a resistor and a thermistor, connects the resistor to a power source, and grounds the thermistor.
  • the power device 263 is, for example, an IGBT (insulated gate bipolar transistor) module as a power transistor.
  • the power device 263 is not limited to the IGBT module.
  • the power device 263 may be, for example, a rectifier diode, a power MOSFET (metal-semiconductor field-effect transistor), a thyristor, a GTO (gate turn-off thyristor), and a triac.
  • the relationship between the temperature amplitude of the power device 263 and the lifetime is based on the temperature amplitude of the entire power device 263 (inside the case 266 covering the power device 263), and solder bonding between the substrate 262 and the chip of the power device 263 is performed. It is known as a heat cycle life that causes cracks in the part S1 and the like and a power cycle life that causes cracks in the joint part S2 and the like between the power device 263 and the wire 264 due to an instantaneous large current. In the case of relatively continuous X-ray irradiation such as scanning with the X-ray CT apparatus 1A and fluoroscopy with an X-ray apparatus (not shown), the heat cycle life is dominant. On the other hand, in the case of temporary X-ray irradiation such as imaging by an X-ray apparatus (not shown), the power cycle life is dominant.
  • the relationship between temperature amplitude and life is that when constant heat generation is repeated monotonically at regular time intervals.
  • the medical apparatus 1 such as the X-ray CT apparatus 1A and the X-ray apparatus (not shown)
  • the use conditions vary greatly depending on the purpose of diagnosis and the physique of the patient, and the power device is calculated from the number of CT scans or the number of X-rays. It is difficult to determine the lifetime of H.263. Therefore, in this embodiment, the heat cycle life and the power cycle life are estimated by converting the sensor temperature of the temperature sensor 265 during use of the medical device 1 into the case temperature inside the case 266 and the temperature of the wire 264. To do.
  • the temperature sensor 265 measures temperature data by detecting the temperature.
  • An example of the temperature sensor 265 is a thermistor.
  • the temperature sensor 265 may be incorporated inside the power device 263, or may be provided around the power device 263 outside the power device 263 as shown in FIG.
  • the time interval for collecting the sensor temperature is set to be short. It is possible to accurately collect time series changes. On the other hand, since the temperature change is small in other cases, the time interval for collecting the temperature data may be set longer.
  • the X-ray high voltage apparatus 26 is stopped by recording the X-ray irradiation start time and the time after the end of the X-ray irradiation and when the temperature is decreased and stabilized and the temperature data collection is completed. During the period, temperature data collection can also be paused. According to such a method, a change in sensor temperature over a long time can be stored in the storage device 268 with a small capacity while collecting the sensor temperature during X-ray irradiation in detail.
  • the diaphragm drive mechanism 27 has a mechanism for adjusting the irradiation range of the diaphragm 22 in the X-ray slice direction under the control of the controller 32.
  • the rotation drive mechanism 28 has a mechanism for rotating the rotating unit 25 so that the rotating unit 25 rotates around the hollow portion while maintaining the positional relationship under the control of the controller 32.
  • the top board 30 can place the patient O.
  • the top plate driving device 31 has a mechanism for moving the top plate 30 up and down along the y-axis direction and moving in / out along the z-axis direction under the control of the controller 32.
  • the central portion of the rotating unit 25 has an opening, and the patient O placed on the top 30 of the opening is inserted.
  • the controller 32 includes a CPU (central processing unit) and a memory (not shown).
  • the controller 32 controls the X-ray detector 23, the DAS 24, the X-ray high voltage device 26, the aperture drive mechanism 27, the rotation drive mechanism 28, the top plate drive device 31 and the like according to instructions from the image processing device 12 and scans. Is executed.
  • the image processing apparatus 12 of the X-ray CT apparatus 1A is configured based on a computer and can communicate with a network (local area network) N.
  • the image processing apparatus 12 is mainly composed of basic hardware such as a CPU 41, a memory 42, an HDD (hard disc drive) 43, an input device 44, a display device 45, and an IF (interface) 46.
  • the CPU 41 is interconnected to each hardware component constituting the image processing device 12 via a bus as a common signal transmission path.
  • the image processing apparatus 12 may include a storage medium drive 47.
  • the CPU 41 is a control device having an integrated circuit (LSI) configuration in which an electronic circuit made of a semiconductor is enclosed in a package having a plurality of terminals.
  • LSI integrated circuit
  • the CPU 41 executes a program stored in the memory 42.
  • the CPU 41 stores a program stored in the HDD 43, a program transferred from the network N and installed in the HDD 43, or a program read from the recording medium installed in the storage medium drive 47 and installed in the HDD 43. It is loaded into the memory 42 and executed.
  • the memory 42 is a storage device including a ROM (read only memory) and a RAM (random access memory).
  • the memory 42 stores IPL (initial program loading), BIOS (basic input / output system), and data, and is used for temporary storage of the work memory of the CPU 41 and data.
  • the HDD 43 is a storage device having a configuration in which a metal disk coated or vapor-deposited with a magnetic material is not removable and is built in.
  • the HDD 43 is a storage device that stores programs installed in the image processing apparatus 12 (including application programs, OS (operating system), and the like) and data.
  • the OS it is also possible to cause the OS to provide a GUI (graphical user interface) that can perform basic operations using the input device 44 by using a lot of graphics for displaying information on the display device 45 to an operator such as an operator. it can.
  • GUI graphical user interface
  • the input device 44 is a pointing device that can be operated by an operator, and an input signal according to the operation is sent to the CPU 41.
  • the display device 45 includes an image composition circuit (not shown), a VRAM (video random access memory), a display, and the like.
  • the image synthesizing circuit generates synthesized data obtained by synthesizing character data of various parameters with image data.
  • the VRAM expands the composite data on the display.
  • the display is configured by a liquid crystal display, a CRT (cathode ray tube) or the like and displays an image.
  • the IF 46 is configured by a connector that matches the parallel connection specification and the serial connection specification.
  • the IF 46 has a function of performing communication control according to each standard and connecting to the network N through a telephone line, thereby connecting the X-ray CT apparatus 1A to the network N network.
  • the image processing apparatus 12 performs logarithmic conversion processing and correction processing (preprocessing) such as sensitivity correction on the raw data input from the DAS 24 of the scanner device 11 to generate projection data, and stores it in a storage device such as the HDD 43.
  • preprocessing logarithmic conversion processing and correction processing
  • the image processing device 12 performs scattered radiation removal processing on the preprocessed projection data.
  • the image processing device 12 removes scattered radiation based on the value of the projection data within the X-ray exposure range, and based on the projection data to be subjected to scattered radiation correction or the value of the adjacent projection data.
  • the estimated scattered radiation is subtracted from the target projection data to perform scattered radiation correction.
  • the image processing device 12 generates image data based on the scan based on the corrected projection data and stores it in a storage device such as the HDD 43 or displays it on the display device 45.
  • FIG. 5 is a block diagram showing the configuration and functions of an X-ray high voltage apparatus provided in the X-ray CT apparatus 1A.
  • the X-ray high voltage device 26 of the X-ray CT apparatus 1A includes a temperature sensor 265 (also shown in FIG. 3), an A / D (analog to digital) converter 266, an MCU (microcomputer) 267, and A storage device 268 is provided.
  • the A / D converter 266 A / D converts the voltage at the connection point between the resistor and the thermistor, which varies depending on the temperature.
  • a sensor temperature change t which will be described later, converted by the MCU 267 is stored in a non-volatile storage device 268 such as a flash memory so that it does not disappear even when the X-ray high voltage device 26 is turned off.
  • the storage device 268 can store the sensor temperature change t as a plurality of sensor temperatures in time series.
  • the X-ray CT apparatus 1A When the MCU 267 executes the program, the X-ray CT apparatus 1A includes a sensor temperature change conversion unit 267a, a wave number counting unit 267b, a cumulative damage value calculation unit 267c, a predicted time calculation unit 267d, a comparison unit 267e, an output unit 267f, and It functions as a condition changing unit 267g. Note that all or part of each of the units 267a to 267g may be provided as hardware in the X-ray CT apparatus 1A.
  • the sensor temperature change conversion unit 267a reads the voltage digitally converted by the A / D converter 266, performs a process of converting the voltage into sensor temperature data based on the thermistor characteristics, resistance value, and power supply voltage. It has a function of acquiring sensor temperature change t data at the position of the temperature sensor 265 provided inside or outside the device 263.
  • the wave number counting unit 267b is based on the physical model of the power device 263 (shown in FIG. 2) based on the sensor temperature change t converted by the sensor temperature change conversion unit 267a or the sensor temperature change t stored by the storage device 268.
  • the conversion process is performed to calculate the data of the temperature change T after the conversion, and the cycle count Cn for each temperature amplitude ⁇ Tn ( ⁇ T1, ⁇ T2,%) Of a plurality of temperature amplitudes using a wave number counting method with the temperature change as an amplitude. It has a function of calculating (C1, C2,).
  • Examples of the wave number counting method include a rainflow method, a peak count method, a level crossing count method, a mean crossing count method, a range count method, and a range pair method.
  • a wave number counting method a typical rain flow method is employed as an estimation of fatigue life.
  • the wave number counting unit 267b performs a conversion process based on the physical model based on the sensor temperature change t, and calculates the temperature change of the power device 263 as data of the temperature change Tc inside the case 266. Then, wave number counting section 267b uses cycle number Ccn (Cc1, Cc2,%) For each case temperature amplitude ⁇ Tcn ( ⁇ Tc1, ⁇ Tc2,. Is calculated. Further, the wave number counting unit 267b performs a conversion process based on the physical model based on the sensor temperature change t, and data on the temperature change Tw of the wire 264 (joint with the power device 263) (shown in FIG. 2). Is calculated.
  • the wave number counting unit 267b uses a wave number counting method in which a temperature change is an amplitude, and uses a cycle count Cwn (Cw1, Cw2,%) For each wire temperature amplitude ⁇ Twn ( ⁇ Tw1, ⁇ Tw2,. Is calculated.
  • the wave number counting unit 267b calculates at least one of the pn cycle count Cpn of the case temperature amplitude ⁇ Tc and the junction temperature range ⁇ Tj and the cycle count Cwn of the wire temperature amplitude ⁇ Twn.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of data of the case temperature change Tc.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of data of the wire temperature change Tw.
  • the number of CT scans and the number of X-ray imaging changes depending on the purpose of diagnosis, the patient's physique, and the like.
  • the temperature amplitude varies greatly instead of being single.
  • the wave number coefficient unit 267 b performs a parameter survey on the load and cooling performance (surface heat transfer coefficient), and from the sensor temperature change t of the temperature sensor 265 (thermistor), the case temperature change Tc and Each conversion model to wire temperature change Tw is generated in advance.
  • the case temperature change Tc is obtained by referring to each temperature of the sensor temperature change t in a table in which the temperature in the case 266 (shown in FIG. 4) covering the power device 263 is associated with the actually measured temperature. Is obtained. Further, by referring to each temperature of the sensor temperature change t in a table in which the temperature data of the wire 264 (shown in FIGS. 3 and 4) bonded to the power device 263 is associated with the actually measured temperature data, the wire A temperature change Tw is obtained.
  • the cumulative damage value calculation unit 267c performs fatigue damage according to the linear cumulative damage rule (minor rule) based on the cycle count C (Ccn, Cwn) of each temperature amplitude ⁇ Tn ( ⁇ Tcn, ⁇ Twn) calculated by the wave number counting unit 267b. It has a function of calculating and calculating a cumulative damage value D (power device cumulative damage value Dc and wire cumulative damage value Dw) as a linear sum.
  • D power device cumulative damage value Dc and wire cumulative damage value Dw
  • the predicted time calculation unit 267d has a cumulative damage value D (Dc, Dw) of “1” based on the cumulative damage value D (Dc, Dw) calculated by the cumulative damage value calculation unit 267c. It has a function of calculating a predicted time P (case predicted time Pc and wire predicted time Pw) until destruction (failure).
  • the predicted time calculation unit 267d calculates a cycle count for each temperature amplitude of a plurality of temperature amplitudes per unit time, and calculates a time until the cumulative damage value becomes “1”.
  • the predicted time calculation unit 267d calculates the cycle count for each temperature amplitude per cycle until the cumulative damage value becomes “1” when the operating status of the power device 263 is determined in units of cycles. The number of cycles can also be calculated.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining a method of calculating the power device predicted time Pc.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining a method of calculating the wire prediction time Pw.
  • thermal fatigue life prediction lines Lc and Lw based on the response surface method, respectively. For example, based on the load ON time, the load OFF time, the heat generation amount, the environmental temperature, and the cooling performance of the power device 263 (shown in FIG. 2), the thermal fatigue life prediction line for the inside of the case 266 and the wire 264 covering the power device 263 Lc and Lw are calculated respectively.
  • each case temperature amplitude ⁇ Tcn ( ⁇ Tc1, ⁇ Tc2,%) Calculated by the wave number coefficient unit 267b (shown in FIG. 5) is generated.
  • the cycle count Ncn (Nc1, Nc2,%) Until the break in the case of the temperature amplitude ⁇ Tcn is read. Then, based on each cycle count Ncn (Nc1, Nc2,%) And the actual cycle count Ccn (Cc1, Cc2,%) Of each case temperature amplitude ⁇ Tcn, the cumulative damage degree is Ccn at each case temperature amplitude ⁇ Tc.
  • the comparison unit 267e has a function of comparing the prediction time P (Pc, Pw) calculated by the prediction time calculation unit 267d with a preset threshold value.
  • the output unit 267f has a function of outputting the fact when it is determined that the predicted time P (Pc, Pw) is less than the threshold value (below) as a result of the comparison by the comparison unit 267e.
  • the output unit 267f may output that fact.
  • the output unit 267f informs the display device 45 or the like via the controller 32 that the predicted time is less than the threshold value, or notifies an external device (not shown) such as a service center via the controller 32, the IF 46, and the network N. Or send.
  • condition changing unit 267g determines that the predicted time P (Pc, Pw) is less than the threshold value (below) as a result of the comparison by the comparing unit 267e, the condition changing unit 267g uses the controller 32 to power the power device 263 of the X-ray high voltage apparatus 26.
  • the condition changing unit 267g changes the abnormal current threshold of the power device 263 or a module (not shown) including a plurality of power devices 263, and the cooling performance (fan rotational speed, etc.) of the power device 263 or the module.
  • the medical device 1 and the X-ray high voltage device 26 of the present embodiment it is possible to notify the operator and service personnel before a failure of the power device 26 occurs.

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Abstract

　医用装置は、パワーデバイスと、温度データを測定する温度センサと、実測の温度データに、パワーデバイスを覆うケース内部の温度データと、パワーデバイスに接着されるワイヤの温度データとのうち少なくとも一方を対応付けたテーブルに、温度センサにより得られた温度データを参照することで、ケース内部の温度データとワイヤの温度データとのうち少なくとも一方を得る変換処理手段と、前記得られた温度データに基づいて、パワーデバイスの故障までの予測時間を算出する予測時間演算手段と、を有する。

Description

医用装置及びＸ線高電圧装置
　本発明の一態様としての本実施形態は、パワーデバイスを備えた医用装置及びＸ線高電圧装置に関する。
　Ｘ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ　ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置やＸ線装置等のような医用画像診断装置は、Ｘ線管に供給する高電圧を発生させるために、Ｘ線高電圧装置のコンバータ及びインバータに大電力のパワーデバイス（電力機器向けの半導体素子）を備える。その医用画像診断装置の稼動時において、Ｘ線高電圧装置のパワーデバイスには、Ｘ線を発生するたびに急激な温度の上昇が起こる。
　Ｘ線高電圧装置の出力電力は、数十キロワットから百キロワットと大きい。そのため、Ｘ線高電圧装置のコンバータ及びインバータのパワーデバイスとしては、ＩＧＢＴ（ｉｎｓｕｌａｔｅｄ　ｇａｔｅ　ｂｉｐｏｌａｒ　ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）モジュールやＭＯＳＦＥＴ（ｍｅｔａｌ－ｏｘｉｄｅ－ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ　ｆｉｅｌｄ－ｅｆｆｅｃｔ　ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）モジュール等が使用されることが多い。
　従来のＸ線高電圧装置として、入力交流電源電圧が変動しても安定した力率となるようにコンバータを形成するものがある（例えば、特許文献１参照。）。
特開２００５－２５９４８６号公報
　しかしながら、従来技術では、Ｘ線ＣＴ装置やＸ線装置等のような医用画像診断装置において、Ｘ線高電圧装置のコンバータ及びインバータに備えるパワーデバイスやそれに接合されるボンディングワイヤの損傷の累積が、Ｘ線高電圧装置が故障する主な要因の１つとなっている。そして、このような故障が撮影中に突然発生すると、撮影に基づく画像データが無駄になり再撮影が必要になるという問題がある。
　パワーデバイスの損傷は、温度振幅による内部構成部材の膨張と収縮による歪に起因することが知られている。しかし、医用画像診断装置の場合は、使用条件が診断目的や患者の体格等によってＣＴスキャンの回数やＸ線撮影の枚数が変化し、パワーデバイスやボンディングワイヤの温度振幅が大きく変化する。よって、一定の温度振幅からパワーデバイスのヒートサイクル寿命やパワーサイクル寿命を求めることができず、パワーデバイスの損傷や損傷予測を判断することは困難であった。
本実施形態の医用装置としてのＸ線ＣＴ装置を示す構成例を示す図。 Ｘ線ＣＴ装置に備えるＸ線高電圧装置の構成例を示す概要図。 図２に示すインバータ内のパワーデバイスの構造例を示す模式図。 図３のＩ－Ｉ断面を示す模式図。 Ｘ線ＣＴ装置に備えるＸ線高電圧装置の構成及び機能を示すブロック図。 ケース温度変化のデータの一例を示す図。 ワイヤ温度変化のデータの一例を示す図。 パワーデバイス予測時間の算出方法を説明するための図。 ワイヤ予測時間の算出方法を説明するための図。
実施形態
　本実施形態の医用装置及びＸ線高電圧装置について、添付図面を参照して説明する。
　本実施形態の医用装置は、上述した課題を解決するために、パワーデバイスと、温度データを測定する温度センサと、実測の温度データに、前記パワーデバイスを覆うケース内部の温度データと、前記パワーデバイスに接着されるワイヤの温度データとのうち少なくとも一方を対応付けたテーブルに、前記温度センサにより得られた温度データを参照することで、前記ケース内部の温度データと前記ワイヤの温度データとのうち少なくとも一方を得る変換処理手段と、前記得られた温度データに基づいて、前記パワーデバイスの故障までの予測時間を算出する予測時間演算手段と、を有する。
　本実施形態のＸ線高電圧装置は、上述した課題を解決するために、パワーデバイスと、温度データを測定する温度センサと、実測の温度データに、前記パワーデバイスを覆うケース内部の温度データと、前記パワーデバイスに接着されるワイヤの温度データとのうち少なくとも一方を対応付けたテーブルに、前記温度センサにより得られた温度データを参照することで、前記ケース内部の温度データと前記ワイヤの温度データとのうち少なくとも一方を得る変換処理手段と、前記得られた温度データに基づいて、前記パワーデバイスの故障までの予測時間を算出する予測時間演算手段と、を有する。
　本実施形態の医用装置及びＸ線高電圧装置によると、ヒートサイクル寿命やパワーサイクル寿命の観点から、パワーデバイスの寿命を予測することができる。本実施形態の医用装置及びＸ線高電圧装置によると、パワーデバイスの寿命を予測することで、パワーデバイスの故障が撮影中に突然発生する事態を回避することができるので、再撮影が不必要になり、患者に対する不要被曝を回避することができる。
　本実施形態の医用装置は、電源回路等にパワーデバイスを備える装置である。具体的には、本実施形態の医用装置は、放射線治療装置等の治療装置と、ＭＲＩ（ｍａｇｎｅｔｉｃ　ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｍａｇｉｎｇ）装置、Ｘ線装置、及びＸ線ＣＴ装置等の医用画像診断装置とを含む。医用装置が放射線治療装置である場合、放射線を発生するための電源回路にパワーデバイスが備えられる。また、医用装置がＭＲＩ装置である場合、傾斜磁場を発生するための電源回路や、高周波パルスを発生するための電源回路にパワーデバイスが備えられる。さらに、医用装置がＸ線装置及びＸ線ＣＴ装置である場合、Ｘ線を発生するための電源回路（Ｘ線高電圧装置）にパワーデバイスが備えられる。以下、本実施形態の医用装置として、Ｘ線ＣＴ装置を用いて説明するが、その場合に限定されるものではない。医用装置は、パワーデバイスを備える装置であればよい。
　なお、本実施形態の医用装置としてのＸ線ＣＴ装置には、Ｘ線管と検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。
　図１は、本実施形態の医用装置としてのＸ線ＣＴ装置を示す構成例を示す図である。
　図１は、本実施形態の医用装置１としてのＸ線ＣＴ装置１Ａを示す。Ｘ線ＣＴ装置１Ａは、大きくは、スキャナ装置１１及び画像処理装置（コンソール）１２によって構成される。Ｘ線ＣＴ装置１Ａのスキャナ装置１１は、通常は検査室に設置され、患者Ｏ（被検体）に関するＸ線の透過データを生成するために構成される。一方、画像処理装置１２は、通常は検査室に隣接する制御室に設置され、透過データを基に投影データを生成して再構成画像の生成・表示を行なうために構成される。
　Ｘ線ＣＴ装置１Ａのスキャナ装置１１は、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ（ｄａｔａ　ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ　ｓｙｓｔｅｍ）２４、回転部２５、Ｘ線高電圧装置２６、絞り駆動機構２７、回転駆動機構２８、天板３０、天板駆動装置３１、及びコントローラ３２を設ける。
　Ｘ線管２１は、Ｘ線高電圧装置２６から供給された管電圧に応じて金属製のターゲットに電子線を衝突させることでＸ線を発生させ、Ｘ線検出器２３に向かって照射する。Ｘ線管２１から照射されるＸ線によって、ファンビームＸ線やコーンビームＸ線が形成される。Ｘ線管２１は、Ｘ線高電圧装置２６を介したコントローラ３２による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力が供給される。
　絞り２２は、絞り駆動機構２７によって、Ｘ線管２１から照射されるＸ線のスライス方向（ｚ軸方向）の照射範囲を調整する。すなわち、絞り駆動機構２７によって絞り２２の開口を調整することによって、スライス方向のＸ線照射範囲を変更できる。
　Ｘ線検出器２３は、チャンネル方向に複数、及び列（スライス）方向に単数の検出素子を有する１次元アレイ型の検出器である。又は、Ｘ線検出器２３は、マトリクス状、すなわち、チャンネル方向に複数、及びスライス方向に複数の検出素子を有する２次元アレイ型の検出器（マルチスライス型検出器ともいう。）である。Ｘ線検出器２３は、Ｘ線管２１から照射され、患者Ｏを透過したＸ線を検出する。
　ＤＡＳ２４は、Ｘ線検出器２３の各検出素子が検出する透過データの信号を増幅してデジタル信号に変換する。ＤＡＳ２４の出力データは、スキャナ装置１１のコントローラ３２を介して画像処理装置１２に供給される。
　回転部２５は、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ２４、及び絞り駆動機構２８を一体として保持する。回転部２５は、Ｘ線管２１とＸ線検出器２３とを対向させた状態で、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ２４、及び絞り駆動機構２８を一体として患者Ｏの周りに回転できるように構成されている。Ｘ線高電圧装置２７は、回転部２５に保持されるものであってもよい。なお、回転部２５の回転中心軸と平行な方向をｚ軸方向、そのｚ軸方向に直交する平面をｘ軸方向、ｙ軸方向で定義する。
　Ｘ線高電圧装置２６は、コントローラ３２による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力をＸ線管２１に供給する。
　図２は、Ｘ線ＣＴ装置１Ａに備えるＸ線高電圧装置２６の構成例を示す概要図である。
　図２に示すように、Ｘ線高電圧装置２６は、電源（単相２００Ｖ商用電源）に接続された、電圧検出手段２６ａ、コンバータ２６ｂ、コンデンサ２６ｃ、インバータ２６ｄ、コンデンサ２６ｅ、及び高電圧発生装置２６ｆを備える。
　Ｘ線高電圧装置２６は、コンバータ２６ｂで電源電圧を直流化し、インバータ２６ｄでその直流出力の電力制御をはかり、高電圧発生装置２６ｆで高圧化し、整流化し、Ｘ線管２１に高電圧を印加する。コンバータ２６ｂの直流制御及びインバータ２６ｄでの交流出力の電力制御は、例えばＰＷＭ（ｐｕｌｓｅ　ｗｉｄｔｈ　ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ）方式により行なわれ、その目標値等は図示しない制御回路から与えられる。
　高電圧発生装置２６ｆは、昇圧トランス２６ｆ１、整流回路２６ｆ２、及びコンデンサ２６ｆ３を備える。昇圧トランス２６ｆ１で昇圧が行なわれ、整流回路２６ｆ２で整流される。なお、コンデンサ２６ｆ３は、出力電圧の平滑化に使用される。
　コンデンサ２６ｃは、コンバータ２６ｂの出力電圧の安定化を行ない、コンデンサ２６ｅは、昇圧トランス２６ｆ１の漏れインダクタンスと共振させる共振用に使用される。
　図３は、図２に示すインバータ２６ｄ（又は、コンバータ２６ｂ）内のパワーデバイスの構造例を示す模式図である。図４は、図３のＩ－Ｉ断面を示す模式図である。
　図３及び図４に示すように、Ｘ線高電圧装置２６は、放熱板２６１、基板（銅パターン、絶縁基板、及び導体層等）２６２、パワーデバイス２６３、ボンディングワイヤ（以下、単に「ワイヤ」という。）２６４、及び温度センサ２６５を備え、パワーデバイス２６３、ワイヤ２６４、及び温度センサ２６５を覆うように、放熱板２６１に樹脂ケース（以下、単に「ケース」という。）２６６が接合される。
　基板２６２は、放熱板２６１上にはんだ接合される。パワーデバイス２６３のチップは、基板２６２上の接合部Ｓ１ではんだ接合される。ワイヤ２６４は、パワーデバイス２６３上の接合部Ｓ２ではんだ接合される。
　パワーデバイス２６３は、抵抗器とサーミスタの直列回路を形成し、抵抗器を電源に接続しサーミスタを接地する。パワーデバイス２６３は、例えば、パワートランジスタとしてのＩＧＢＴ（ｉｎｓｕｌａｔｅｄ　ｇａｔｅ　ｂｉｐｏｌａｒ　ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）モジュールである。なお、パワーデバイス２６３は、ＩＧＢＴモジュールに限定されるものではない。パワーデバイス２６３は、例えば、整流ダイオード、パワーＭＯＳＦＥＴ（ｍｅｔａｌ－ｏｘｉｄｅ－ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ　ｆｉｅｌｄ－ｅｆｆｅｃｔ　ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）、サイリスタ、ＧＴＯ（ｇａｔｅ　ｔｕｒｎ－ｏｆｆ　ｔｈｙｒｉｓｔｏｒ）、及びトライアック等であってもよい。
　ここで、パワーデバイス２６３の温度振幅と寿命の関係は、パワーデバイス２６３の全体（パワーデバイス２６３を覆うケース２６６内部）の温度振幅に起因して、基板２６２とパワーデバイス２６３のチップとのはんだ接合部Ｓ１等に亀裂を生じるヒートサイクル寿命と、瞬間的な大電流によってパワーデバイス２６３とワイヤ２６４との接合部Ｓ２等に亀裂を生じるパワーサイクル寿命として知られる。Ｘ線ＣＴ装置１Ａによるスキャンや、Ｘ線装置（図示しない）による透視等の比較的継続的なＸ線照射の場合にはヒートサイクル寿命が支配的である。一方で、Ｘ線装置（図示しない）による撮影等の一時的なＸ線照射の場合にはパワーサイクル寿命が支配的である。
　しかしながら、温度振幅と寿命の関係は、一定の発熱を一定時間間隔で単調に繰り返した場合のものである。一方、Ｘ線ＣＴ装置１Ａ及びＸ線装置（図示しない）等の医用装置１の場合は、使用条件が診断目的や患者の体格によって大きく異なり、ＣＴスキャンの回数又はＸ線撮影の枚数からパワーデバイス２６３の寿命を判断することは困難である。そこで、本実施形態では、医用装置１の使用中における温度センサ２６５のセンサ温度を、ケース２６６内部のケース温度と、ワイヤ２６４の温度とに変換することで、ヒートサイクル寿命及びパワーサイクル寿命を推定するものである。
　温度センサ２６５は、温度を検知することで温度データを測定する。温度センサ２６５としては、サーミスタが挙げられる。温度センサ２６５は、パワーデバイス２６３の内部に組み込まれるものであってもよいし、図３に記載のようにパワーデバイス２６３の外部でパワーデバイス２６３の周辺に備えられるものであってもよい。
　なお、Ｘ線照射中及びＸ線照射終了直後の場合には温度センサ２６５によって測定された温度データに基づく温度の変化が大きいので、センサ温度を収集する時間間隔が短く設定されることで、温度の時系列変化を正確に収集することができる。一方、それ以外の場合には温度の変化が小さいので、温度データを収集する時間間隔が長く設定されてもよい。また、Ｘ線照射開始時刻と、Ｘ線照射終了後であって温度が低下・安定して温度のデータ収集を終了した時刻とを記録することで、Ｘ線高電圧装置２６が休止している期間は温度のデータ収集も休止することができる。このような方法によれば、Ｘ線照射中のセンサ温度を詳しく収集しながら長時間に亘るセンサ温度の変化を、少ない容量で記憶装置２６８に記憶させることができる。
　図１の説明に戻って、絞り駆動機構２７は、コントローラ３２による制御によって、絞り２２におけるＸ線のスライス方向の照射範囲を調整する機構を有する。
　回転駆動機構２８は、コントローラ３２による制御によって、回転部２５がその位置関係を維持した状態で空洞部の周りを回転するように回転部２５を回転させる機構を有する。
　天板３０は、患者Ｏを載置可能である。
　天板駆動装置３１は、コントローラ３２による制御によって、天板３０をｙ軸方向に沿って昇降動させると共に、ｚ軸方向に沿って進入／退避動させる機構を有する。回転部２５の中央部分は開口を有し、その開口部の天板３０に載置された患者Ｏが挿入される。
　コントローラ３２は、図示しないＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌ　ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　ｕｎｉｔ）及びメモリ等を備える。コントローラ３２は、画像処理装置１２からの指示によってＸ線検出器２３、ＤＡＳ２４、Ｘ線高電圧装置２６、絞り駆動機構２７、回転駆動機構２８、及び天板駆動装置３１等の制御を行なってスキャンを実行させる。
　Ｘ線ＣＴ装置１Ａの画像処理装置１２は、コンピュータをベースとして構成されており、ネットワーク（ｌｏｃａｌ　ａｒｅａ　ｎｅｔｗｏｒｋ）Ｎと相互通信可能である。画像処理装置１２は、大きくは、ＣＰＵ４１、メモリ４２、ＨＤＤ（ｈａｒｄ　ｄｉｓｃ　ｄｒｉｖｅ）４３、入力装置４４、表示装置４５、及びＩＦ（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）４６等の基本的なハードウェアから構成される。ＣＰＵ４１は、共通信号伝送路としてのバスを介して、画像処理装置１２を構成する各ハードウェア構成要素に相互接続されている。なお、画像処理装置１２は、記憶媒体ドライブ４７を具備する場合もある。
　ＣＰＵ４１は、半導体で構成された電子回路が複数の端子を持つパッケージに封入されている集積回路（ＬＳＩ）の構成をもつ制御装置である。医師等の操作者によって入力装置４４が操作等されることにより指令が入力されると、ＣＰＵ４１は、メモリ４２に記憶しているプログラムを実行する。又は、ＣＰＵ４１は、ＨＤＤ４３に記憶しているプログラム、ネットワークＮから転送されてＨＤＤ４３にインストールされたプログラム、又は記憶媒体ドライブ４７に装着された記録媒体から読み出されてＨＤＤ４３にインストールされたプログラムを、メモリ４２にロードして実行する。
　メモリ４２は、ＲＯＭ（ｒｅａｄ　ｏｎｌｙ　ｍｅｍｏｒｙ）及びＲＡＭ（ｒａｎｄｏｍ　ａｃｃｅｓｓ　ｍｅｍｏｒｙ）等を含む記憶装置である。メモリ４２は、ＩＰＬ（ｉｎｉｔｉａｌ　ｐｒｏｇｒａｍ　ｌｏａｄｉｎｇ）、ＢＩＯＳ（ｂａｓｉｃ　ｉｎｐｕｔ／ｏｕｔｐｕｔ　ｓｙｓｔｅｍ）及びデータを記憶したり、ＣＰＵ４１のワークメモリやデータの一時的な記憶に用いられたりする。
　ＨＤＤ４３は、磁性体を塗布又は蒸着した金属のディスクが着脱不能で内蔵されている構成をもつ記憶装置である。ＨＤＤ４３は、画像処理装置１２にインストールされたプログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（ｏｐｅｒａｔｉｎｇ　ｓｙｓｔｅｍ）等も含まれる）や、データを記憶する記憶装置である。また、ＯＳに、術者等の操作者に対する表示装置４５への情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を入力装置４４によって行なうことができるＧＵＩ（ｇｒａｐｈｉｃａｌ　ｕｓｅｒ　ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を提供させることもできる。
　入力装置４４は、操作者によって操作が可能なポインティングデバイスであり、操作に従った入力信号がＣＰＵ４１に送られる。
　表示装置４５は、図示しない画像合成回路、ＶＲＡＭ（ｖｉｄｅｏ　ｒａｎｄｏｍ　ａｃｃｅｓｓ　ｍｅｍｏｒｙ）、及びディスプレイ等を含んでいる。画像合成回路は、画像データに種々のパラメータの文字データ等を合成した合成データを生成する。ＶＲＡＭは、合成データをディスプレイに展開する。ディスプレイは、液晶ディスプレイやＣＲＴ（ｃａｔｈｏｄｅ　ｒａｙ　ｔｕｂｅ）等によって構成され画像を表示する。
　ＩＦ４６は、パラレル接続仕様やシリアル接続仕様に合わせたコネクタによって構成される。ＩＦ４６は、各規格に応じた通信制御を行ない、電話回線を通じてネットワークＮに接続することができる機能を有しており、これにより、Ｘ線ＣＴ装置１ＡをネットワークＮ網に接続させる。
　画像処理装置１２は、スキャナ装置１１のＤＡＳ２４から入力された生データに対して対数変換処理や、感度補正等の補正処理（前処理）を行なって投影データを生成してＨＤＤ４３等の記憶装置に記憶させる。また、画像処理装置１２は、前処理された投影データに対して散乱線の除去処理を行なう。画像処理装置１２は、Ｘ線曝射範囲内の投影データの値に基づいて散乱線の除去を行なうものであり、散乱線補正を行なう対象の投影データ又はその隣接投影データの値の大きさから推定された散乱線を、対象となる投影データから減じて散乱線補正を行なう。画像処理装置１２は、補正された投影データに基づいてスキャンに基づく画像データを生成してＨＤＤ４３等の記憶装置に記憶させたり、表示装置４５に表示させたりする。
　図５は、Ｘ線ＣＴ装置１Ａに備えるＸ線高電圧装置の構成及び機能を示すブロック図である。
　図５に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１ＡのＸ線高電圧装置２６は、温度センサ２６５（図３にも図示）、Ａ／Ｄ（ａｎａｌｏｇ　ｔｏ　ｄｉｇｉｔａｌ）コンバータ２６６、ＭＣＵ（ｍｉｃｒｏｃｏｍｐｕｔｅｒ）２６７、及び記憶装置２６８を備える。
　Ａ／Ｄコンバータ２６６は、温度によって変化する、抵抗器とサーミスタとの接続点の電圧をＡ／Ｄ変換する。
　ＭＣＵ２６７によって変換された、後述するセンサ温度変化ｔは、Ｘ線高電圧装置２６の電源を切っても消失しないように不揮発性の記憶装置２６８、例えばＦｌａｓｈメモリに記憶される。また、一定時間間隔でセンサ温度変化ｔを収集することによって、記憶装置２６８には、時系列に複数のセンサ温度であるセンサ温度変化ｔのデータとして記憶させることができる。
　ＭＣＵ２６７がプログラムを実行することによって、Ｘ線ＣＴ装置１Ａは、センサ温度変化変換部２６７ａ、波数計数部２６７ｂ、累積損傷値演算部２６７ｃ、予測時間演算部２６７ｄ、比較部２６７ｅ、出力部２６７ｆ、及び条件変更部２６７ｇとして機能する。なお、各部２６７ａ乃至２６７ｇの全部又は一部は、Ｘ線ＣＴ装置１Ａにハードウェアとして備えられるものであってもよい。
　センサ温度変化変換部２６７ａは、Ａ／Ｄコンバータ２６６によってデジタル変換された電圧で読み取り、電圧を、サーミスタの特性、抵抗値、及び電源電圧に基づいてセンサ温度のデータに変換する処理を行ない、パワーデバイス２６３の内部又は外部に備えられる温度センサ２６５位置におけるセンサ温度変化ｔのデータを取得する機能を有する。
　波数計数部２６７ｂは、センサ温度変化変換部２６７ａによって変換されたセンサ温度変化ｔ又は記憶装置２６８によって記憶されたセンサ温度変化ｔに基づいて、パワーデバイス２６３（図２に図示）の物理モデルに基づく変換処理を行なって変換後の温度変化Ｔのデータを算出し、温度変化を振幅とする波数計数法を用いて、複数の温度振幅の各温度振幅ΔＴｎ（ΔＴ１，ΔＴ２，…）についてサイクルカウントＣｎ（Ｃ１，Ｃ２，…）を算出する機能を有する。波数計数法としては、レインフロー法、ピークカウント法、レベルクロッシングカウント法、ミーンクロッシングカウント法、レンジカウント法、及びレンジペアカウント法等が挙げられる。ここでは、波数計数法として、疲労寿命の推定として代表的なレインフロー法を採用する。
　波数計数部２６７ｂは、センサ温度変化ｔに基づいて、物理モデルに基づく変換処理を行なって、パワーデバイス２６３の温度変化を、ケース２６６内部の温度変化Ｔｃのデータとして算出する。そして、波数計数部２６７ｂは、温度変化を振幅とする波数計数法を用いて、複数のケース温度振幅の各ケース温度振幅ΔＴｃｎ（ΔＴｃ１，ΔＴｃ２，…）についてサイクルカウントＣｃｎ（Ｃｃ１，Ｃｃ２，…）を算出する。また、波数計数部２６７ｂは、センサ温度変化ｔに基づいて、物理モデルに基づく変換処理を行なって、ワイヤ２６４（パワーデバイス２６３のとの接合部）（図２に図示）の温度変化Ｔｗのデータを算出する。そして、波数計数部２６７ｂは、温度変化を振幅とする波数計数法を用いて、複数のワイヤ温度振幅の各ワイヤ温度振幅ΔＴｗｎ（ΔＴｗ１，ΔＴｗ２，…）についてサイクルカウントＣｗｎ（Ｃｗ１，Ｃｗ２，…）を算出する。波数計数部２６７ｂは、ケース温度振幅ΔＴｃ及びジャンクション温度範囲ΔＴｊのｐｎのサイクルカウントＣｐｎと、ワイヤ温度振幅ΔＴｗｎのサイクルカウントＣｗｎとのうち、少なくとも一方を算出する。
　図６は、ケース温度変化Ｔｃのデータの一例を示す図である。図７は、ワイヤ温度変化Ｔｗのデータの一例を示す図である。
　図６及び図７に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１Ａの場合は、使用条件が診断目的や患者の体格等によってＣＴスキャンの回数やＸ線撮影の枚数が変化するので、ケース温度振幅やワイヤ温度振幅が単一ではなく大きく変化する。
　図５の説明に戻って、波数係数部２６７ｂは、負荷及び冷却性能（表面熱伝達率）に関するパラメータサーベイを実施して、温度センサ２６５（サーミスタ）のセンサ温度変化ｔから、ケース温度変化Ｔｃ及びワイヤ温度変化Ｔｗへの変換モデルを予めそれぞれ生成しておく。具体的には、実測の温度に、パワーデバイス２６３を覆うケース２６６（図４に図示）内部の温度を対応付けたテーブルに、センサ温度変化ｔの各温度を参照することで、ケース温度変化Ｔｃが得られる。また、実測の温度データに、パワーデバイス２６３に接着されるワイヤ２６４（図３及び図４に図示）の温度データを対応付けたテーブルに、センサ温度変化ｔの各温度を参照することで、ワイヤ温度変化Ｔｗが得られる。
　累積損傷値演算部２６７ｃは、波数計数部２６７ｂによって算出された各温度振幅ΔＴｎ（ΔＴｃｎ，ΔＴｗｎ）のサイクルカウントＣ（Ｃｃｎ，Ｃｗｎ）に基づいて、線形累積損傷則（マイナー則）に従って疲労損傷を算出してその線形和としての累積損傷値Ｄ（パワーデバイス累積損傷値Ｄｃ及びワイヤ累積損傷値Ｄｗ）を算出する機能を有する。
　予測時間演算部２６７ｄは、累積損傷値演算部２６７ｃによって算出された累積損傷値Ｄ（Ｄｃ，Ｄｗ）に基づいて、累積損傷値Ｄ（Ｄｃ，Ｄｗ）が「１」となる、パワーデバイス２６３の破壊（故障）までの予測時間Ｐ（ケース予測時間Ｐｃ及びワイヤ予測時間Ｐｗ）を算出する機能を有する。予測時間演算部２６７ｄは、単位時間当たりの複数の温度振幅の各温度振幅についてサイクルカウントを算出して、累積損傷値が「１」になるまでの時間を算出する。なお、予測時間演算部２６７ｄは、パワーデバイス２６３の稼働状況がサイクル単位で決まっている場合、１サイクル当たりの各温度振幅についてサイクルカウントを算出して、累積損傷値が「１」になるまでのサイクル数を算出することもできる。
　図８は、パワーデバイス予測時間Ｐｃの算出方法を説明するための図である。図９は、ワイヤ予測時間Ｐｗの算出方法を説明するための図である。
　図８及び図９は、応答曲面法に基づく熱疲労寿命予測ライン（Ｓ－Ｎ曲線）Ｌｃ，Ｌｗをそれぞれ示す。例えば、パワーデバイス２６３（図２に図示）の負荷ＯＮ時間、負荷ＯＦＦ時間、発熱量、環境温度、及び冷却性能に基づいて、パワーデバイス２６３を覆うケース２６６内部及びワイヤ２６４について熱疲労寿命予測ラインＬｃ，Ｌｗがそれぞれ算出される。
　図８に示すように、波数係数部２６７ｂ（図５に図示）によって算出された各ケース温度振幅ΔＴｃｎ（ΔＴｃ１，ΔＴｃ２，…）が発生すると仮定して、熱疲労寿命予測ラインＬｃから、各ケース温度振幅ΔＴｃｎの場合の破断までのサイクルカウントＮｃｎ（Ｎｃ１，Ｎｃ２，…）が読み取られる。そして、各サイクルカウントＮｃｎ（Ｎｃ１，Ｎｃ２，…）と、各ケース温度振幅ΔＴｃｎの実際のサイクルカウントＣｃｎ（Ｃｃ１，Ｃｃ２，…）とに基づいて、各ケース温度振幅ΔＴｃで、累積損傷度がＣｃｎ／Ｎｃｎ（Ｃｃ１／Ｎｃ１，Ｃｃ２／Ｎｃ２，…）として算出される。累積損傷則では、次の式（１）に示すように、それら個々の累積損傷度の和が全体の累積損傷値Ｄｃとされる。そして、累積損傷値Ｄｃが「１」になる時に疲労損傷が起こるものとされる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　図９に示すように、波数係数部２６７ｂ（図５に図示）によって算出された各ワイヤ温度振幅ΔＴｗｎ（ΔＴｗ１，ΔＴｗ２，…）が発生すると仮定して、熱疲労寿命予測ラインＬｗから、各ワイヤ温度振幅ΔＴｗｎの場合の破断までのサイクルカウントＮｗｎ（Ｎｗ１，Ｎｗ２，…）が読み取られる。そして、各サイクルカウントＮｗｎ（Ｎｗ１，Ｎｗ２，…）と、各ワイヤ温度振幅ΔＴｗｎの実際のサイクルカウントＣｗｎ（Ｃｗ１，Ｃｗ２，…）とに基づいて、各ワイヤ温度振幅ΔＴｗｎで、累積損傷度がＣｗｎ／Ｎｗｎ（Ｃｗ１／Ｎｗ１，Ｃｗ２／Ｎｗ２，…）として算出される。累積損傷則では、次の式（２）に示すように、それら個々の累積損傷度の和が全体の累積損傷値Ｄｗとされる。そして、累積損傷値Ｄｗが「１」になる時に疲労損傷が起こるものとされる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　図５の説明に戻って、比較部２６７ｅは、予測時間演算部２６７ｄによって算出された予測時間Ｐ（Ｐｃ，Ｐｗ）と、予め設定された閾値とを比較する機能を有する。
　出力部２６７ｆは、比較部２６７ｅによる比較の結果、予測時間Ｐ（Ｐｃ，Ｐｗ）が閾値に満たない（以下）と判断する場合、その旨を出力する機能を有する。出力部２６７ｆは、ケース予測時間Ｐｃ及びワイヤ予測時間Ｐｗのうちいずれかが閾値に満たない、又は、ともに閾値に満たないと判断する場合、その旨を出力すればよい。出力部２６７ｆは、コントローラ３２を介して表示装置４５等に予測時間が閾値に満たない旨を報知したり、コントローラ３２、ＩＦ４６、及びネットワークＮを介してサービスセンター等の外部装置（図示しない）に送信したりする。
　条件変更部２６７ｇは、比較部２６７ｅによる比較の結果、予測時間Ｐ（Ｐｃ，Ｐｗ）が閾値に満たない（以下）と判断する場合、コントローラ３２を介してＸ線高電圧装置２６のパワーデバイス２６３の動作条件を変更する機能を有する。例えば、条件変更部２６７ｇは、パワーデバイス２６３、又は、複数のパワーデバイス２６３を含むモジュール（図示しない）の異常電流閾値を変化させたり、パワーデバイス２６３又はモジュールの冷却性能（ファン回転数等）をあげたり、動作するモジュールを予備のモジュールに切り替えたりする。
　本実施形態の医用装置１及びＸ線高電圧装置２６によると、はんだ接合部Ｓ１（図４に図示）に亀裂を生じるヒートサイクル寿命や、はんだ接合部Ｓ２（図４に図示）に亀裂を生じるパワーサイクル寿命の観点から、パワーデバイス２６３の寿命を予測することができる。本実施形態の医用装置１及びＸ線高電圧装置２６によると、パワーデバイス２６３の寿命を予測することで、パワーデバイス２６３の故障が撮影中に突然発生する事態を回避することができるので、再撮影が不必要になり、患者Ｏに対する不要被曝を回避することができる。
　また、本実施形態の医用装置１及びＸ線高電圧装置２６によると、パワーデバイス２６の故障が発生する前に操作者やサービス関係者に報知することができる。
　以上、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の省略、置き換え、変更を行なうことができる。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

Claims (12)

  1. 　パワーデバイスと、
    　温度データを測定する温度センサと、
    　実測の温度データに、前記パワーデバイスを覆うケース内部の温度データと、前記パワーデバイスに接着されるワイヤの温度データとのうち少なくとも一方を対応付けたテーブルに、前記温度センサにより得られた温度データを参照することで、前記ケース内部の温度データと前記ワイヤの温度データとのうち少なくとも一方を得る変換処理手段と、
    　前記得られた温度データに基づいて、前記パワーデバイスの故障までの予測時間を算出する予測時間演算手段と、
    を有する医用装置。
  2. 　前記変換処理手段は、前記ケース内部の温度データと前記ワイヤの温度データとのうち少なくとも一方に基づく温度変化を振幅とする波数計数法を用いて複数の温度振幅の各温度振幅についてサイクルカウントを算出する波数計数手段と、前記複数の温度振幅と、前記複数の温度振幅にそれぞれ対応するサイクルカウントとに基づいて、累積損傷値を算出する累積損傷値演算手段と、を有し、
    　前記予測時間演算手段は、前記累積損傷値に基づいて前記予測時間を算出する請求項１に記載の医用装置。
  3. 　前記予測時間と閾値とを比較する比較手段と、
    　前記予測時間が前記閾値に満たない場合、その旨を出力する出力手段と、
    をさらに有する請求項１又は２に記載の医用装置。
  4. 　前記出力手段は、前記予測時間が前記閾値に満たない旨を表示装置に表示させるか、又は、通信回線を介して外部装置に送信する請求項３に記載の医用装置。
  5. 　前記予測時間と閾値とを比較する比較手段と、
    　前記予測時間が前記閾値に満たない場合、前記パワーデバイスの動作条件を変更する条件変更手段と、
    をさらに有する請求項１又は２に記載の医用装置。
  6. 　前記波数計数手段は、前記波数計数法としてのレインフロー法を用いて前記累積損傷値を算出する請求項２乃至５のうちいずれか一項に記載の医用装置。
  7. 　パワーデバイスと、
    　温度データを測定する温度センサと、
    　実測の温度データに、前記パワーデバイスを覆うケース内部の温度データと、前記パワーデバイスに接着されるワイヤの温度データとのうち少なくとも一方を対応付けたテーブルに、前記温度センサにより得られた温度データを参照することで、前記ケース内部の温度データと前記ワイヤの温度データとのうち少なくとも一方を得る変換処理手段と、
    　前記得られた温度データに基づいて、前記パワーデバイスの故障までの予測時間を算出する予測時間演算手段と、
    を有するＸ線高電圧装置。
  8. 　前記変換処理手段は、前記ケース内部の温度データと前記ワイヤの温度データとのうち少なくとも一方に基づく温度変化を振幅とする波数計数法を用いて複数の温度振幅の各温度振幅についてサイクルカウントを算出する波数計数手段と、前記複数の温度振幅と、前記複数の温度振幅にそれぞれ対応するサイクルカウントとに基づいて、累積損傷値を算出する累積損傷値演算手段と、を有し、
    　前記予測時間演算手段は、前記累積損傷値に基づいて前記予測時間を算出する請求項７に記載のＸ線高電圧装置。
  9. 　前記予測時間と閾値とを比較する比較手段と、
    　前記予測時間が前記閾値に満たない場合、その旨を出力する出力手段と、
    をさらに有する請求項７又は８に記載のＸ線高電圧装置。
  10. 　前記出力手段は、前記予測時間が前記閾値に満たない旨を表示装置に表示させるか、又は、通信回線を介して外部装置に送信する請求項９に記載のＸ線高電圧装置。
  11. 　前記予測時間と閾値とを比較する比較手段と、
    　前記予測時間が前記閾値に満たない場合、前記パワーデバイスの動作条件を変更する条件変更手段と、
    をさらに有する請求項７又は８に記載のＸ線高電圧装置。
  12. 　前記波数計数手段は、前記波数計数法としてのレインフロー法を用いて前記累積損傷値を算出する請求項８乃至１１のうちいずれか一項に記載のＸ線高電圧装置。
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