(57)【要約】【課題】  軸方向に分割された超伝導コイルを用いる場合であっても、観測領域に形成する静磁場強度を高めるとともに、クエンチ発生を考慮した支持部材板厚の増大による観測領域空間の狭小化を抑制することが可能な磁石装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置を提供することを課題とする。【解決手段】  観測領域を挟んで対抗して配置され、観測領域に静磁場を形成する一対の円環状の超電導主コイルと、超伝導主コイルを内包する一対の輻射シールドと、超電導主コイル及び輻射シールドを収納する一対の真空容器とを備え、一対の超電導主コイルは、それぞれ、第１超伝導主コイルと第２超電導主コイルとを備え、第２超電導主コイルは第１超伝導主コイルに対して軸方向観測領域側に位置し、第１超伝導主コイルと第２超電導主コイルとの間には、磁性材が配置されている超電導磁石装置。【選択図】図１
2008130947.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
観測領域を挟んで対抗して配置され、前記観測領域に静磁場を形成する一対の円環状の超電導主コイルと、前記超伝導主コイルを内包する一対の輻射シールドと、前記超電導主コイル及び前記輻射シールドを収納する一対の真空容器とを備え、
前記一対の超電導主コイルは、それぞれ、第１超伝導主コイルと第２超電導主コイルとを備え、
前記第２超電導主コイルは前記第１超伝導主コイルに対して軸方向前記観測領域側に位置し、
前記第１超伝導主コイルと前記第２超電導主コイルとの間には、磁性材が配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項２】
請求項１に記載の超電導磁石装置であって、前記第１超伝導主コイルと前記第２超電導主コイルとの間には、前記第１超伝導主コイルを保持する保持部材が配置され、前記保持部材は前記磁性材であることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項３】
請求項１に記載の超電導磁石装置であって、前記第１超伝導主コイルと前記第２超電導主コイルとの間には、前記第１超伝導主コイルを保持する保持部材が配置され、前記保持部材の外周部に前記磁性材が配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項４】
請求項１に記載の超電導磁石装置であって、前記第１超伝導主コイルと前記第２超電導主コイルとの間には、前記第１超伝導主コイルを保持する保持部材が配置され、前記保持部材の内部に前記磁性材が配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項５】
観測領域を挟んで対抗して配置され、前記観測領域に静磁場を形成する一対の円環状の超電導主コイルと、前記超伝導主コイルを内包する一対の輻射シールドと、前記超電導主コイル及び前記輻射シールドを収納する一対の真空容器とを備え、
前記一対の超電導主コイルは、それぞれ、第１超伝導主コイルと第２超電導主コイルとを備え、
前記第２超電導主コイルは前記第１超伝導主コイルに対して軸方向前記観測領域側に位置し、
前記第１超伝導主コイル内部に磁性材が配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項６】
観測領域を挟んで対抗して配置され、前記観測領域に静磁場を形成する一対の円環状の超電導主コイルと、前記超電導主コイルによる生じる漏洩磁場を抑制するための円環状の超電導シールドコイルと、前記超伝導主コイル及び前記超電導シールドコイルを内包する一対の輻射シールドと、前記超電導主コイル、前記超伝導シールドコイル及び前記輻射シールドを収納する一対の真空容器とを備え、
前記一対の超電導シールドコイルは、それぞれ、第１超伝導シールドコイルと第２超電導シールドコイルとを備え、
前記第２超電導シールドコイルは前記第１超伝導シールドコイルに対して軸方向前記観測領域側に位置し、
前記第１超伝導シールドコイルと前記第２超電導シールドコイルとの間には、磁性材が配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項７】
請求項６に記載の超電導磁石装置であって、前記第１超伝導シールドコイルと前記第２超電導シールドコイルとの間には、前記第１超伝導シールドコイルを保持する保持部材が配置され、前記保持部材は前記磁性材であることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項８】
請求項６に記載の超電導磁石装置であって、前記第１超伝導シールドコイルと前記第２超電導シールドコイルとの間には、前記第１超伝導シールドコイルを保持する保持部材が配置され、前記保持部材の外周部に前記磁性材が配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項９】
請求項６に記載の超電導磁石装置であって、前記第１超伝導シールドコイルと前記第２超電導シールドコイルとの間には、前記第１超伝導シールドコイルを保持する保持部材が配置され、前記保持部材の内部に前記磁性材が配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項１０】
観測領域を挟んで対抗して配置され、前記観測領域に静磁場を形成する一対の円環状の超電導主コイルと、前記超電導主コイルによる生じる漏洩磁場を抑制するための円環状の超電導シールドコイルと、前記超伝導主コイル及び前記超電導シールドコイルを内包する一対の輻射シールドと、前記超電導主コイル、前記超伝導シールドコイル及び前記輻射シールドを収納する一対の真空容器とを備え、
前記一対の超電導シールドコイルは、それぞれ、第１超伝導シールドコイルと第２超電導シールドコイルとを備え、
前記第２超電導シールドコイルは前記第１超伝導シールドコイルに対して軸方向前記観測領域側に位置し、
前記第１超伝導主コイル内部に磁性材が配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項１１】
請求項１乃至１０の何れかに記載の超電導磁石装置において、前記磁性材は鉄であることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項１２】
請求項１乃至１０の何れかに記載の超電導磁石装置において、前記磁性材の初期透磁率が鉄よりも高いことを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項１３】
請求項１乃至１２の何れかに記載の超電導磁石装置を備えた磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超電導コイルを用いた電磁石装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置（以下「ＭＲＩ装置」という。）は、核磁気共鳴（以下
「ＮＭＲ」という。）現象を利用したイメージング装置であり、ＮＭＲ現象により水素原子核スピンが放出する電磁波を計測し、その信号を演算処理することにより、被検者体内中の水素原子核密度分布として断層像化する。ＭＲＩ装置においては、観測領域内に強い磁場（０.２Ｔ以上）が必要であり、また、高い静磁場均一度（１０ppm程度）を有する磁場分布を形成する必要がある。一般に、ＭＲＩ装置においては、画像分解能を向上させるため、観測領域内に形成される静磁場強度を高める必要がある。水素原子核スピンが放出する電磁波強度が強いほど画像の分解能は向上するが、水素原子核スピンが放出する電磁波強度は静磁場強度に比例するため、画像の分解能を上げるためには静磁場強度を上げる必要がある。
【０００３】
観測領域内に形成される磁場強度を上げるためには、観測領域を挟んで対向して配置された超電導主コイルの対向間隔を近づけることが望ましい。しかし、単に超電導主コイルの対向間隔を狭めるだけでは、超電導主コイルを収納する真空容器の対向間隔が狭くなり、患者に圧迫感を与え、ひいては被検体を観測領域へ挿入するのが困難となる可能性もある。
【０００４】
この問題に対する解決策として、超電導主コイルを軸方向に分割するものがある（例えば、特許文献１参照。）。超電導主コイルを軸方向に分割すると、分割された超電導主コイルには互いに引き合う電磁カが働き、その合カは分割された超電導主コイル間に位置する支持部材に作用する。従って、超電導主コイルの観測領域側の支持部材は、超電導主コイルを分割しない場合に比べ、薄くすることができる。これにより、真空容器の対向間隔を狭くすることなく、超電導主コイルの対向間隔を狭くすることができる。
【０００５】
一方、超電導主コイルにクエンチ（超電導状態が崩れ、超電導コイルを流れる電流が減衰する現象）が発生した際には、超電導主コイルの観測領域側の輻射シールド部分に渦電流が流れ、超電導主コイルが輻射シールドと引き合う電磁力が発生する。つまり、クエンチ発生当初は、超電導コイル電流が流れているために、分割された超電導主コイルのうち観測領域側に位置する超電導主コイルは、観測領域側と反対側に位置する超電導主コイルに引かれる力が強いが、次第に、輻射シールドに引かれる力が上回り、その結果、電磁カが逆転し、（分割された超電導主コイルのうち観測領域側に位置する）超電導主コイルは輻射シールドと引き合うようになる。従って、クエンチ時の電磁力支持を考慮すると、輻射シールド側の支持部材は厚くせざるを得ず、その結果、真空容器の対向間隔が狭くなり、患者に圧迫感を与えることとなる。
【０００６】
【特許文献１】特許第３６２４２５４号
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明は、軸方向に分割された超伝導コイルを用いる場合であっても、観測領域に形成する静磁場強度を高めるとともに、クエンチ発生を考慮した支持部材板厚の増大による観測領域空間の狭小化を抑制することが可能な磁石装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置を提供することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
観測領域を挟んで対抗して配置され、前記観測領域に静磁場を形成する一対の円環状の超電導主コイルと、前記超伝導主コイルを内包する一対の輻射シールドと、前記超電導主コイル及び前記輻射シールドを収納する一対の真空容器とを備え、前記一対の超電導主コイルは、それぞれ、第１超伝導主コイルと第２超電導主コイルとを備え、前記第２超電導主コイルは前記第１超伝導主コイルに対して軸方向前記観測領域側に位置し、前記第１超伝導主コイルと前記第２超電導主コイルとの間には、磁性材が配置されている超電導磁石装置。
【発明の効果】
【０００９】
本実施例によれば、軸方向に分割された超伝導コイルを用いる場合であっても、分割された超伝導コイル間に磁性体を配置したので、クエンチが発生した際にも超伝導主コイルから輻射シールドに作用する電磁力を低減することができ、その結果、観測領域に形成する静磁場強度を高めるとともに、支持部材板厚の増大による観測領域空間の狭小化を抑制することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
本発明のＭＲＩ装置においては、超電導コイルが軸方向に分割されるとともに、クエンチ発生時に作用する電磁力を考慮し、分割された超電導コイルの間に磁性体を配置する。以下、本発明の実施例を図面を用いて詳細に説明する。
【実施例１】
【００１１】
本発明に係る電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置の第１の実施例を図１−図６を用いて説明する。本実施例におけるＭＲＩ装置は、超電導主コイルが軸方向に分割されるとともに、クエンチ発生時に作用する電磁力を考慮し、支持部材板厚の増大による観測領域の対向間隔の低減を抑制するために、分割された超電導磁石の間に磁性体を配置するものである。
【００１２】
ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象により水素原子核スピンが放出する電磁波を計測し、その信号を演算処理することにより、被検者体内中の水素原子核密度分布として断層像化する装置である。観測領域内には、強い磁場（０.２Ｔ以上）で、高い静磁場均一度（１０ppm程度）を有する磁場分布を形成する必要がある。
【００１３】
ＭＲＩ装置に設けられる電磁石装置の構成について、図１及び図２を用いて説明する。図２は開放型ＭＲＩ装置の概念図を示しており、図１は図２のＡＡ′断面図であり、本発明の第１の実施例における開放型ＭＲＩ装置を示している。図１のベッド２は図２の
ＡＡ′断面とは異なるが、参考のため併記した。
【００１４】
被験者１は、ベッド２により、観測領域を挟んで対抗するように配置された一対の真空容器３間に搬送され、予め定められた観測領域４に撮像する領域が一致するように位置決めされる。一対の真空容器３は支柱５で連結される。真空容器３内部には静磁場発生源が格納されており、観測領域４に矢印６の方向の静磁場を生成する。真空容器内部には、観測領域に矢印６の向きの静磁場を発生する環状の超電導主コイル７と、漏洩磁場を抑制するために超電導主コイルと逆向きの電流を流す環状の超電導シールドコイル８とが配置される。超電導主コイル７は主コイルボビン９、超電導シールドコイル８はシールドコイルボビン１０によりそれぞれ保持される。
【００１５】
ＭＲＩ装置は、さらに、超電導主コイル７及び超電導シールドコイル８を内包し、極低温保持用の液体ヘリウムを格納する冷却容器１１と、冷却容器１１を内包し、真空容器３からの熱流束を緩和するための輻射シールド１２と、冷却容器１１と輻射シールド１２とを支持するとともに、熱侵入量を低減するための断熱支持部材１３とを備える。これらの構造物は、軸（観測領域４の中心部及び環状の超電導主コイル７の中心部を貫く、ＭＲＩ装置の中心軸）１４に対して概ね軸対称に、さらに観測領域４を挟んで概ね対称に配置される。真空容器３や冷却容器１１にはステンレス鋼を、輻射シールド１２には熱伝導の良いアルミニウムを、断熱支持部材１３にはＦＲＰをそれぞれ用いることができる。輻射や伝導による熱侵入を完全に除去することは難しいため、冷却容器１１と輻射シールド１２は、図示しない冷凍機に接続される。
【００１６】
被検者の撮像において空間位置情報を付与するために、真空容器３の観測領域４側に、磁場の空間的な変化（傾斜磁場）を印加する傾斜磁場コイル１５が配置される。また、
ＮＭＲ現象を引き起こすための共鳴周波数の電磁波を印加するために、傾斜磁場コイル
１５の観測領域４側に、高周波照射コイル１６が配置される。これらの構成を用いて被検体断面が画像化される。
【００１７】
具体的には、まず、静磁場発生源により観測領域に生成した均一静磁場に、傾斜磁場コイル１５で磁場を重畳させることにより関心領域（通常１mm厚のスライス面）を所定の磁場強度に形成する。続いて、その領域に高周波照射コイル１６を用いて共鳴周波数の電磁波を照射して、関心領域内の水素原子核だけにＮＭＲ現象を引き起こさせ、出される電磁波を受信して画像とする。一般に、ＭＲＩ装置においては、画像分解能を向上させるため、観測領域内に形成される静磁場強度を高める必要がある。水素原子核スピンが放出する電磁波強度が強いほど画像の分解能は向上するが、水素原子核スピンが放出する電磁波強度は静磁場強度に比例するため、画像の分解能を上げるためには静磁場強度を上げる必要がある。
【００１８】
図１に示す構成の電磁石装置において観測領域内に形成される磁場強度を上げるためには、超電導主コイル７の対向間隔を近づけることが望ましい。しかし、単に超電導主コイルの対向間隔を狭めるだけでは、超電導主コイルを収納する真空容器の対向間隔が狭くなり、患者に圧迫感を与え、ひいては被検体を観測領域へ挿入するのが困難となる可能性もある。
【００１９】
この問題に対する解決策として、超電導主コイルを軸方向に分割する。即ち、図１で示すように、超電導主コイル７を超電導主コイル７ａ，７ｂの様に軸１４方向に分割する。図３を用いて、超電導主コイル７を超電導主コイル７ａ，７ｂに分割した場合の作用について説明する。図３は、図１の点線で囲まれた領域の拡大図である。観測領域４を挟んで対向して配置された超電導主コイル７は、それぞれ互いに引き合う電磁カが働くため、何も対策をしなければ、超電導主コイルの観測領域側に支持部材が必要となる。観測領域４に作る磁場が１Ｔ程度の場合、その電磁力は１ＭＮオーダとなり、自重よりも３桁以上大きな力を支持することが必要となる。超電導主コイル７を軸１４方向に分割すると、（分割された超電導主コイル７ａ，７ｂは同じ方向に電流が流れるので）超電導主コイル７ａ，７ｂは互いに引き合う電磁カが働き、その合カ２０は超電導主コイル支持部材１９に作用する。超電導主コイル支持部材１９は、超電導主コイル７ａ，７ｂの間に位置するとともに、超電導主コイル７ａを保持する。超電導主コイル７が観測領域側に作用する電磁力を低減することができるので、超電導主コイルを分割しない場合に比べ、超電導主コイル７ｂの観測領域４側の支持部材を薄くすることができる。これにより、真空容器３の対向間隔を狭くすることなく、超電導主コイル７の対向間隔を狭くすることができる。
【００２０】
さらに、このようなコイル分割構造を超電導シールドコイルに適用すれば、ＭＲＩ装置の高さを低くすることができる。つまり、超電導シールドコイル８を図１に示す様に軸
１４方向に分割することにより、超電導シールドコイル８に働く電磁カの合カ２２を超電導シールドコイル支持部材２１で支持させることができるため、ＭＲＩ装置の天井及び床側の支持部材を薄くすることができ、その結果、装置の高さを低くすることができる。
【００２１】
一方、発明者が超電導コイル７におけるクエンチ発生時の状況について検討した結果、超電導主コイル７にクエンチが発生した際には、超電導主コイル７の観測領域４側の輻射シールド部分１２に渦電流２３が流れ、超電導主コイル７が輻射シールド１２と引き合う電磁力が発生することがわかった。図４は、クエンチが発生した際に、軸方向に分割された超電導主コイル７ａ，７ｂのうち輻射シールド１２側の超電導主コイルに作用する電磁カの時間変化を示している。原点の時刻でクエンチが発生し、電磁力がゼロになった時点はコイル電流がゼロになった時刻を表している。超電導主コイル７ｂには、超電導主コイル７ａより引かれる電磁カ２４と輻射シールドと引き合う力２５が作用する。図４において、超電導主コイル７ａより引かれる電磁カ２４と輻射シールドと引き合う力２５との合力を、符号２６で示している。クエンチ発生当初は、超電導コイル電流が流れているために、超電導主コイル７ｂは超電導主コイル７ａに引かれる力が強いが、次第に、輻射シールド１２に引かれる力が上回り、その結果、電磁カが逆転し、超電導主コイル７ｂは輻射シールド１２と引き合うようになる。従って、クエンチ時の電磁力支持を考慮すると、輻射シールド側の支持部材は厚くせざるを得ず、その結果、真空容器の対向間隔が狭くなり、患者に圧迫感を与えることとなる。
【００２２】
発明者は、超電導主コイル７ａ，７ｂ間に磁性体を配置することで、上述した分割された超電導コイル７におけるクエンチ発生時の問題を解決できることを見出したので、以下詳細に説明する。図５は、クエンチが発生した際に、超電導主コイル７ａ，７ｂ間に磁性体を配置したＭＲＩ装置において、超電導主コイル７ｂに作用する電磁カの時間変化を示している。原点の時刻でクエンチが発生し、電磁カがゼロになった時点はコイル電流がゼロになった時刻を表している。クエンチ発生時には、超電導主コイル７ｂには、超電導主コイル７ａに引かれる電磁カ２４と輻射シールド１２と引合う力２５が作用する。さらに、超電導主コイル７ａ，７ｂ間に磁性体が配置されているので、超電導主コイル７ａ側に引かれる電磁カ２８も作用する。これらの合カを２６で示している。クエンチ発生当初は、超電導コイル電流が流れているために、超電導主コイル７ａに引かれるカ２４の方が、輻射シールド１２側に引かれる力２５に比べ大きいが、次第に、その２つの力関係は逆転する。しかしながら、本発明のように超電導主コイル７ａ，７ｂ間に磁性体を配置することにより、超電導主コイル７ａ側に引かれる力２８を発生させることができるので、超電導主コイル７が輻射シールド１２側に引かれる力を低減することができる。
【００２３】
本実施例においては、コイルボビン９が超電導主コイル７の内周側に内接するように円環状に配置される。磁性体部材２７は、超電導主コイル７ａ，７ｂ間に配置されるとともに、コイルボビン９外周側に鍔状に接続されている。磁性体部材２７は超電導主コイルを支持する支持部材１９として機能する。尚、このコイルボビン９の外周側に鍔状に配置されたの支持部材１９には超電導コイルの合カ２０が作用するため、支持部材１９の根元には大きな曲げ応力が作用する。一般的に接合部分の剛性は低いため、コイルボビン９と磁性体部材２７との接合部位は、支持部材１９の根元位置を避けることが好ましい。強度上間題なければ、コイルボビン９と磁性体部材２７との接合部位は支持部材１９の根元位置とすることもできる。
【００２４】
超電導主コイル７ａ，７ｂ間に配置される磁性体としては、鉄を代表とする強磁性体が望ましい。さらには、珪素鋼板等の初期透磁率の高い材料が好適である。特に、鉄よりも初期透磁率の高い材料が望ましい。図５からも分かるように、本発明の磁性体材料に求められる性質として、コイル電流が小さくなってもより高い磁気吸引力を維持できることが挙げられる。初期透磁率の高い材料は、まさにこの性質を備えている。
【００２５】
本実施例によれば、軸方向に分割された超伝導コイルを用いる場合であっても、分割された超伝導コイル間に磁性体を配置したので、クエンチが発生した際にも超伝導主コイルから輻射シールドに作用する電磁力を低減することができ、その結果、観測領域に形成する静磁場強度を高めるとともに、支持部材板厚の増大による観測領域空間の狭小化を抑制することが可能となる。
【実施例２】
【００２６】
以下、本発明に係る電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置の第２の実施例を図６を用いて説明する。図６は第２の実施例におけるＭＲＩ装置の断面図を示している。本実施例におけるＭＲＩ装置は、第１の実施例に記載のＭＲＩ装置と同様に、超電導主コイルが軸方向に分割されているとともに、クエンチ発生時に作用する電磁力を考慮し、支持部材板厚の増大による観測領域の対向間隔の低減を抑制するために、分割された超電導磁石間に磁性体を配置している。第１の実施例との相違点は、実施例１で示したコイルボビン９及び磁性体部材２７全体として、磁性体ボビン２９とした点にある。その他については実施例１と同様であるから、装置構成等の詳細説明については省略する。
【００２７】
本実施例のように、実施例１で示したコイルボビン９及び磁性体部材２７全体として磁性体ボビン２９としても、実施例１と同様に、クエンチが発生した際に超伝導主コイルから輻射シールドに作用する電磁力を低減することができ、その結果、支持部材板厚の増大による観測領域空間の狭小化を抑制することが可能となる。
【実施例３】
【００２８】
以下、本発明に係る電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置の第３の実施例を図７を用いて説明する。図７は第３の実施例におけるＭＲＩ装置の断面図を示している。本実施例におけるＭＲＩ装置は、第１の実施例に記載のＭＲＩ装置と同様に、超電導主コイルが軸方向に分割されているとともに、クエンチ発生時に作用する電磁力を考慮し、支持部材板厚の増大による観測領域の対向間隔の低減を抑制するために、分割された超電導磁石間に磁性体を配置している。第１の実施例との相違点は、実施例１で示した磁性体部材２７を内周（軸１４方向）側へ延長し、磁性体部材２７の内周位置を超電導主コイル７の内周位置よりも内側に位置させた磁性体部材３０とした点にある。磁性体部材３０はコイルボビン９に接続されるが、その接続部は、円環状に配置されたコイルボビン９の外周面よりも内側となる。支持部材１９の根元位置を避けて、磁性体部材３０とコイルボビン９とを接続することができる。その他については実施例１と同様であるから、装置構成等の詳細説明については省略する。
【００２９】
本実施例のように、実施例１で示した磁性体部材３０を内周（軸１４方向）側へ延長し、磁性体部材２７の内周位置を超電導主コイル７の内周位置よりも内側に位置させた磁性体部材３０としても、実施例１と同様に、クエンチが発生した際に超伝導主コイルから輻射シールドに作用する電磁力を低減することができ、その結果、支持部材板厚の増大による観測領域空間の狭小化を抑制することが可能となる。
【実施例４】
【００３０】
以下、本発明に係る電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置の第４の実施例を図８を用いて説明する。図８は第４の実施例におけるＭＲＩ装置の断面図を示している。本実施例におけるＭＲＩ装置は、第１の実施例に記載のＭＲＩ装置と同様に、超電導主コイルが軸方向に分割されているとともに、クエンチ発生時に作用する電磁力を考慮し、支持部材板厚の増大による観測領域の対向間隔の低減を抑制するために、分割された超電導磁石間に磁性体を配置している。第１の実施例との相違点は、超伝導コイル７ａ，７ｂ間に配置された支持部材２１中（好ましくは支持部材２１板厚方向中央部）に磁性材３１を配置した点にある。その他については実施例１と同様であるから、装置構成等の詳細説明については省略する。
【００３１】
本実施例のように、超伝導コイル７ａ，７ｂ間に配置された支持部材２１中に磁性材を配置しても、実施例１と同様に、クエンチが発生した際に超伝導主コイルから輻射シールドに作用する電磁力を低減することができ、その結果、支持部材板厚の増大による観測領域空間の狭小化を抑制することが可能となる。
【実施例５】
【００３２】
以下、本発明に係る電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置の第５の実施例を図９を用いて説明する。図９は第５の実施例におけるＭＲＩ装置の断面図を示している。本実施例におけるＭＲＩ装置は、第１の実施例に記載のＭＲＩ装置と同様に、超電導主コイルが軸方向に分割されているとともに、クエンチ発生時に作用する電磁力を考慮し、支持部材板厚の増大による観測領域の対向間隔の低減を抑制するために、分割された超電導磁石間に磁性体を配置している。第１の実施例との相違点は、超伝導コイル７ａ，７ｂ間に配置された支持部材２１と超伝導コイル７ａ，７ｂとが接する面に磁性材３１を配置した点にある。その他については実施例１と同様であるから、装置構成等の詳細説明については省略する。
【００３３】
本実施例のように、超伝導コイル７ａ，７ｂ間に配置された支持部材２１と超伝導コイル７ａ，７ｂとが接する面に磁性材３１を配置しても、実施例１と同様に、クエンチが発生した際に超伝導主コイルから輻射シールドに作用する電磁力を低減することができ、その結果、支持部材板厚の増大による観測領域空間の狭小化を抑制することが可能となる。
【実施例６】
【００３４】
以下、本発明に係る電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置の第６の実施例を図１０を用いて説明する。図１０は第６の実施例におけるＭＲＩ装置の断面図を示している。本実施例におけるＭＲＩ装置は、第１の実施例に記載のＭＲＩ装置と同様に、超電導主コイルが軸方向に分割されているとともに、クエンチ発生時に作用する電磁力を考慮し、支持部材板厚の増大による観測領域の対向間隔の低減を抑制するために、分割された超電導磁石間に磁性体を配置している。第１の実施例との相違点は、分割された超伝導主コイル７ａ，７ｂのうち輻射シールド１２から離れた方に位置する超電導主コイルコイル７ａ内に磁性体部材３３を配置した点にある。磁性体部材３１は、ブロック状，針金状，粉末状等、何れの形態で配置してもよい。その他については実施例１と同様であるから、装置構成等の詳細説明については省略する。
【００３５】
本実施例のように、分割された超伝導主コイル７ａ，７ｂのうち輻射シールド１２から離れた方に位置する超電導主コイルコイル７ａ内に磁性体部材３３を配置しても、実施例１と同様に、クエンチが発生した際に超伝導主コイルから輻射シールドに作用する電磁力を低減することができ、その結果、支持部材板厚の増大による観測領域空間の狭小化を抑制することが可能となる。
【００３６】
上記各実施例においては、超伝導コイルを２分割する実施例について説明したが、コイルの分割数は２以上であればよく、超電導コイルの分割数は２つに限定されない。
【００３７】
上記各実施例においては、超電導主コイル７を例にして、本実施例について説明したが、超電導シールドコイル８を分割しても同じ作用により、輻射シールド１２側に引かれる電磁カを低減できる。これにより、超電導コイルの輻射シールド側の支持部材を薄くできるため、装置高さや重量を軽減できる。
【００３８】
また、上記各実施例においては、中心軸１４を鉛直方向としているが、本発明で対象とする力は重カではなく、電磁力であるため、中心軸１４が水平方向を向いていても本発明の構造を適用すれば同じ効果が得られる。
【図面の簡単な説明】
【００３９】
【図１】本発明の第１の実施例におけるＭＲＩ装置の断面図。
【図２】開放型ＭＲＩ装置の概観図。
【図３】図１のＭＲＩ装置の拡大断面図。
【図４】超電導主コイルに作用する軸方向電磁カの時間変化を示す図。
【図５】超電導主コイルに作用する軸方向電磁カの時間変化を示す図。
【図６】本発明の第２の実施例におけるＭＲＩ装置の断面図。
【図７】本発明の第３の実施例におけるＭＲＩ装置の断面図。
【図８】本発明の第４実施例におけるＭＲＩ装置の断面図。
【図９】本発明の第５実施例におけるＭＲＩ装置の断面図。
【図１０】本発明の第６実施例におけるＭＲＩ装置の断面図。
【符号の説明】
【００４０】
１  被験者
２  ベッド
３  真空容器
４  観測領域
５  支柱
７  超電導主コイル
８  超電導シールドコイル
９  超電導主コイルボビン
１０  超電導シールドコイルボビン
１１  冷却容器
１２  輻射シールド
１３  断熱支持部
１５  傾斜磁場コイル
１６  高周波照射装置
１７  拡大部
１８  コイル電流の方向
１９，２１  超電導コイル支持部材
２０，２２  超電導コイル支持部材に軸方向に作用する電磁力の向き
２３  輻射シールド上の渦電流の方向
２４  超電導主コイル７ａによる超電導主コイル７ｂの軸方向電磁カ
２５  輻射シールド上の渦電流による超電導主コイル７ｂの軸方向電磁力
２６  超電導主占イル７ｂの軸方向電磁力の合力
２７，２９，３０，３１，３２，３３  磁性体部材
２８  本発明の強磁性体部材による超電導主コイル７ｂの軸方向電磁力
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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