JP2016123802A - Superconducting magnet apparatus and magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、超電導磁石装置およびその超電導磁石装置を用いた磁気共鳴撮像装置(以下、MRI装置という)に関する。 The present invention relates to a superconducting magnet apparatus and a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI apparatus) using the superconducting magnet apparatus.
MRI(Magnetic Resonance Imaging)装置は、医療分野で欠かすことのできない装置となっている。そして、分解能の高い撮像画像、例えば、脳内血管の鮮明な撮像画像が必要な場合には、被検体に高磁場を印加することが可能なMRI装置が用いられる。医療分野では、すでに数テスラの磁場の発生が可能なMRI装置が実用に供されている。 An MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus is an indispensable apparatus in the medical field. When a high-resolution captured image, for example, a clear captured image of a blood vessel in the brain, is required, an MRI apparatus that can apply a high magnetic field to the subject is used. In the medical field, MRI apparatuses capable of generating a magnetic field of several Tesla have already been put into practical use.
MRI装置において、高磁場を実現しようとすると、その高磁場を発生する超電導磁石が大型化するという問題が存在する。超電導磁石が大型化した場合、その超電導磁石を構成する物量の材料費などのために製造コストが増大するとともに、MRI装置の設置にも広いスペースが必要となり、運用コストもかさむことになる。そこで、超電導磁石を大型化することなく高磁場を実現することが可能なMRI装置が求められている。 In an MRI apparatus, when a high magnetic field is to be realized, there is a problem that the superconducting magnet that generates the high magnetic field is enlarged. When the superconducting magnet is increased in size, the manufacturing cost increases due to the material cost of the material constituting the superconducting magnet, and a large space is also required for installing the MRI apparatus, which increases the operation cost. Therefore, there is a need for an MRI apparatus that can realize a high magnetic field without increasing the size of the superconducting magnet.
特許文献1には、超電導磁石などにより発生する磁束を、入口が広く出口が狭い円筒状または中空円錐状の超電導部材の内側を通過させて収束させ、高磁場を実現する技術が開示されている。また、特許文献2には、ソレノイドコイルなどからなる超電導磁石のコイル内部に円筒状の超電導部材を配設することによって、その超電導部材の円筒内における磁場の均一化を図る技術が開示されている。なお、これらの従来技術では、超電導状態にある超電導体は、完全反磁性を示し、その超電導体内に磁束が侵入することはないという、いわゆるマイスナー効果が共通して利用されている。
Patent Document 1 discloses a technique for realizing a high magnetic field by causing a magnetic flux generated by a superconducting magnet or the like to pass through and converge inside a cylindrical or hollow conical superconducting member having a wide inlet and a narrow outlet. .
特許文献1には、磁束を収束させて高磁場を実現する技術は開示されているものの、その高磁場における磁束を均一化する技術については開示されていない。また、特許文献2には、高磁場を実現する技術は開示されていないが、ソレノイドコイル内部に挿入された超電導状態の円筒部材を用いて、その円筒内部の磁束を均一化する技術について開示されている。しかしながら、次に示すように、特許文献1,2に開示された技術を組み合わせたとしても、超電導磁石を大型化することなく、均一な高磁場を得ることが可能なMRI装置が実現できるとは限らない。
Patent Document 1 discloses a technique for realizing a high magnetic field by converging a magnetic flux, but does not disclose a technique for making the magnetic flux uniform in the high magnetic field.
ちなみに、特許文献2の段落0032、図2、段落0035、図5などによれば、磁束均一化のために用いる超電導状態の円筒部材(24、23)の磁束方向の長さ128mmは、その内径30mmの約4倍となっている。すなわち、円筒部材の長さは、その内径に比べて十分に大きいものとされている。しかも、円筒部材(24、23)の長さは、ソレノイドコイル11の長さ96mmよりも長く、その一部がソレノイドコイル11の外部に突出している。そして、このような構成の超電導磁石を想定すれば、円筒内部の中央部では、円筒端部での磁束の不均一性の影響が緩和されるため、当然ながら、磁束の均一化が促進される。
Incidentally, according to Paragraph 0032, FIG. 2, Paragraph 0035, FIG. 5 and the like of
それに対し、現実のMRI装置では、磁束均一化のための円筒部材の長さをその内径に比べ十分に大きくすることができるとは限らず、また、円筒部材を超電導磁石の外側まで突出させることができるとは限らない。従って、従来技術だけでは、超電導磁石を大型化することなく、均一な高磁場を得ることが可能なMRI装置を実現できるとはいえない。 On the other hand, in an actual MRI apparatus, the length of the cylindrical member for equalizing the magnetic flux cannot always be made sufficiently larger than the inner diameter, and the cylindrical member is projected to the outside of the superconducting magnet. It is not always possible. Therefore, it cannot be said that the conventional technique alone can realize an MRI apparatus capable of obtaining a uniform high magnetic field without increasing the size of the superconducting magnet.
以上のような従来技術の問題点に鑑み、本発明は、超電導コイルを大型化することなく均一な高磁場を実現することが可能な超電導磁石装置およびその超電導磁石装置を用いたMRI装置を提供することを目的とする。 In view of the above-described problems of the prior art, the present invention provides a superconducting magnet device capable of realizing a uniform high magnetic field without increasing the size of the superconducting coil, and an MRI apparatus using the superconducting magnet device. The purpose is to do.
本発明に係る超電導磁石装置は、内径側の空間に一定方向の磁束を生成する超電導コイルと、前記超電導コイルの内径側の空間の磁束をその磁束の中心軸側に収束させる超電導部材を有してなる円筒状の磁束収束部と、を備え、前記円筒状の磁束収束部を前記磁束の中心軸に垂直な平面で切断したとき、前記円筒状の磁束収束部に含まれる超電導部材で囲まれる領域の面積は、前記円筒状の磁束収束部の一方の端部から前記磁束の方向に沿って他方の端部に到るに従い変化し、その他方の端部に到るまでの間に少なくとも2つの極小値をとることを特徴とする。 A superconducting magnet device according to the present invention has a superconducting coil that generates a magnetic flux in a fixed direction in a space on the inner diameter side, and a superconducting member that converges the magnetic flux in the inner diameter side space of the superconducting coil to the central axis side of the magnetic flux. A cylindrical magnetic flux converging portion, and when the cylindrical magnetic flux converging portion is cut along a plane perpendicular to the central axis of the magnetic flux, the cylindrical magnetic flux converging portion is surrounded by a superconducting member included in the cylindrical magnetic flux converging portion The area of the region changes from one end of the cylindrical magnetic flux converging portion to the other end along the direction of the magnetic flux, and at least 2 until the other end is reached. It takes two minimum values.
本発明によれば、超電導コイルを大型化することなく均一な高磁場を実現することが可能な超電導磁石装置およびその超電導磁石装置を用いたMRI装置が提供される。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the superconducting magnet apparatus which can implement | achieve a uniform high magnetic field, without enlarging a superconducting coil, and the MRI apparatus using the superconducting magnet apparatus are provided.
以下、本発明の実施形態について、図面を参照して詳細に説明する。なお、各図面において、共通する構成要素には同一の符号を付し、重複した説明を省略する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In addition, in each drawing, the same code | symbol is attached | subjected to a common component and the overlapping description is abbreviate | omitted.
<第1の実施形態>
図1は、本発明の第1の実施形態に係るMRI装置100の外観斜視図の例を示した図であり、図2は、図1のMRI装置100のA−Aの位置における断面構造の例を模式的に示した図である。図1および図2に示すように、MRI装置100の主要部は、支持筺体である円筒状のガントリ10の内部に、円筒状の超電導磁石11が収容されて構成されている。そして、本実施形態では、円筒状の超電導磁石11の内径側にさらに磁束収束部12が取り付けられているのが特徴となっている。
<First Embodiment>
FIG. 1 is a view showing an example of an external perspective view of the MRI apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention, and FIG. 2 is a cross-sectional view of the MRI apparatus 100 in FIG. It is the figure which showed the example typically. As shown in FIGS. 1 and 2, the main part of the MRI apparatus 100 is configured such that a cylindrical
ここで、円筒状の磁束収束部12の円筒内の空間は、被検体挿入領域15と呼ばれ、テーブル2上に載置された被検体4が挿入される。そして、被検体4が載置されたテーブル2の挿抜は、制御装置5からの指示に従ってテーブル駆動部3によって行われる。
Here, the space in the cylinder of the cylindrical magnetic
なお、円筒状の超電導磁石11の円筒内(内径側)には、磁束収束部12のほかにも、図示しない磁場勾配コイルや磁気共鳴信号取得のための高周波コイルなどが配設されている。制御装置5は、これらのコイルへ供給する電流や信号を制御するとともに、高周波コイルから得られる磁気共鳴信号を用いて被検体4の2次元または3次元画像を生成し、生成した画像を表示装置6に表示する。
In addition to the magnetic
さらに、図2に示すように、超電導磁石11は、真空容器112の中に収容され、図示しない輻射シールドに囲まれた超電導コイル111によって構成される。このとき、超電導コイル111は、第1冷却部13から供給される液体ヘリウムなどの冷媒を介して冷却されてもよいし、第1冷却部13につながった熱伝導部材を介して冷却されてもよい。なお、超電導コイル111が冷媒を介して冷却される場合には、超電導コイル111は、輻射シールド(図示省略)の内側に設けられた冷媒容器(図示省略)に収容されるものとする。
Further, as shown in FIG. 2, the
また、磁束収束部12は、設置台121に取り付けられた超電導部材122が真空容器124の中に収容され、さらに輻射シールド123に囲まれて構成される。そして、真空容器124は、円筒状の超電導磁石11の真空容器112の内径面に図示しない締結部材を介して固定されるとともに、超電導部材122が取り付けられた設置台121は、荷重支持体120を介して、真空容器124の超電導磁石11側の面に取り付けられる。このとき、超電導部材122は、第2冷却部14から供給される液体ヘリウムなどの冷媒を介して冷却されてもよいし、第2冷却部14につながった熱伝導部材を介して冷却されてもよい。なお、超電導部材122が冷媒を介して冷却される場合には、超電導部材122は、輻射シールド123の内側に設けられた冷媒容器(図示省略)に収容されているものとする。
Further, the magnetic
ここで、第1冷却部13と第2冷却部14とは、互いに独立に制御され、動作するものとし、真空容器112と真空容器124とは、互いに連通していないものとする。従って、超電導コイル111の冷却温度と超電導部材122の冷却温度は、互いに相違してもよい。よって、超電導コイル111の線材として、例えば、ニオブ・チタン(NbTi)、ニオブ・スズ(Nb3Sn)などを用い、磁束収束部12の超電導部材122として高温超電導材料を用いるようなことをしてもよい。
Here, the
また、図2に示すように、第2冷却部14と超電導部材122とをつなぐ冷媒の通路または熱伝導経路の途中にヒータ16を配設してもよい。なお、この場合のヒータ16の役割については後記する。
Further, as shown in FIG. 2, the
以上、図1および図2に示したような構成を有するMRI装置100においては、円筒状の超電導磁石11の円筒内には、円筒の中心軸に略平行な方向、すなわち、被検体4の体軸と略平行な方向の磁束が発生する。このようなMRI装置100は、しばしば、水平型MRI装置と呼ばれる。そして、本実施形態では、前記したように、超電導磁石11の円筒内には、超電導部材122を備えてなる円筒状の磁束収束部12がさらに配設されている。
As described above, in the MRI apparatus 100 having the configuration as shown in FIGS. 1 and 2, the
ここで、磁束収束部12の設置台121や真空容器124は、非磁性のステンレスなどで構成され、超電導部材122は、所定の臨界温度以下で超電導状態になる超電導体で構成されている。そのため、超電導部材122が所定の臨界温度以下になったときには、超電導磁石11の円筒内を通る磁束は、磁束収束部12の超電導部材122の外側に排斥され、その磁束の中心軸側に収束させられる。その結果、円筒状の磁束収束部12の円筒内の空間、すなわち、被検体挿入領域15における磁束密度(磁場強度)は大きくなる。
Here, the installation base 121 and the vacuum vessel 124 of the magnetic
さらに、図3を用いて、磁束収束部12の超電導部材122の形状について詳しく説明する。ここで、図3は、超電導部材122の形状の例を示した図で、(a)は、超電導部材122の斜視図の例、(b)は、超電導部材122の中心軸Bの方向から見た側面図の例、(c)は、超電導部材122の中心軸Bを含む平面で切断したときの断面構造の例を示した図である。
Furthermore, the shape of the
図3(a)〜(c)に示すように、超電導部材122の外観は、円筒形状をしているが、さらに、次の2つの特徴を有している。その1つは、円筒形状の超電導部材122にスリット125が設けられていることである。スリット125は、中心軸Bに沿って超電導部材122の円筒側面に設けられた間隙であり、超電導部材122の円筒内を通過する磁束によって、その磁束の周囲に生じる周回電流を阻止するためのものである。なお、スリット125は、単なる間隙でなく、通常は、その間隙に絶縁性の樹脂などが詰め込まれたものとなっている。また、超電導部材122に設けられるスリット125の数は、1つに限定されず、2つ以上であってもよい。
As shown in FIGS. 3A to 3C, the
本実施形態に係る超電導部材122の形状のもう1つの特徴は、円筒形状の超電導部材122の円筒内壁に凹凸が形成されていることである。この凹凸は、超電導部材122の円筒の内部、すなわち、被検体挿入領域15における磁束の均一度を向上させるために形成されたものである。従って、その凹凸の形状は、超電導部材122の中心軸Bを中心に略回転対称となっており、中心軸Bを含む平面で切断したときの断面形状は、例えば、図3(c)に示すような形状をしている。すなわち、超電導部材122は、その一方の端部から円筒の奥に行くにつれて次第に厚くなり、中央付近で薄くなり、他方の端部で再度厚くなるという断面構造をしている。
Another feature of the shape of the
言い換えれば、超電導部材122を中心軸Bに垂直な平面で切断したとき、その超電導部材122で囲まれる領域の面積(ただし、スリット125は無いものとみなす)は、超電導部材122の円筒の一方の端部から他方の端部に到るまでの間に、2つの極小値と1つの極大値をとることになる。つまり、超電導部材122の円筒内を通る磁束の通路は、一方の端部から奥に進むにつれて次第に狭くなり、あるところから次第に広くなっていく。そして、円筒の中央部付近を過ぎると再度狭くなっていき、他方の端部の手前から再度広くなっていく。
In other words, when the
図4は、超電導部材122による磁束均一化の効果を説明する図であり、(a)は、比較例の超電導部材122aの円筒内の磁束の例を示した図、(b)は、本実施形態に係る超電導部材122の円筒内の磁束の例を示した図である。なお、図4(a)、(b)では、非磁性の設置台121、真空容器124などの図示は省略されている。
4A and 4B are diagrams for explaining the effect of uniforming the magnetic flux by the
図4(a)の比較例では、超電導部材122aの内壁に凹凸はないものとしている。従って、超電導磁石11の内径側の磁束(矢印付きで示した流線)の通過可能な断面積は、側方が超電導部材122aで囲まれた被検体挿入領域15ではマイスナー効果により小さくなるため、その領域での磁束密度つまり磁場強度は大きくなる。しかしながら、超電導部材122aの円筒内における磁束の通過可能な断面積は、奥に進むにつれいったん小さくなった後は、ほぼ一定の断面積となる。そのため、超電導部材122aの円筒の中央の被検体挿入領域15における磁束は、超電導部材122aの端部効果の影響を受けて、どうしても磁束の中心軸側に寄りがちとなる。その結果、被検体挿入領域15における磁束の均一性が十分に確保されないことになる。
In the comparative example of FIG. 4A, it is assumed that the inner wall of the
一方、本実施形態の一例である図4(b)の場合、超電導部材122の円筒内における磁束の通過可能な断面積は、奥に進むにつれ小さくなった後、再度、大きくなっている。すなわち、超電導部材122の内壁には、両端の端部近傍に凸部があり、中央部に凹部がある。そのため、超電導部材122の円筒内を通過する磁束は、端部近傍の凸部により収束されて磁場強度が大きくなる。また、超電導部材122の円筒の中央部の凹部では、磁束が通過できる空間が外側に広がっているため、磁束もやや外側に広がることになる。よって、比較例(図4(a))では、被検体挿入領域15で磁束が磁束の中心軸に寄りがちであったものを、本実施形態(図4(b))では、その磁束を外側に広げることができるので、磁束の均一性を向上させることができる。
On the other hand, in the case of FIG. 4B as an example of the present embodiment, the cross-sectional area through which the magnetic flux can pass in the cylinder of the
なお、図3、図4(b)に示したような超電導部材122の内壁に設ける凸部や凹部のさらに詳細な形状は、例えば、コンピュータシミュレーションなどにより事前に求めることができる。また、超電導部材122の形状の他の例としては、さらに図5および図6に示すような変形例を想定することができる。
Note that more detailed shapes of the convex portions and concave portions provided on the inner wall of the
図5は、超電導部材122の断面形状の変形例を示した図である。この変形例に係る超電導部材122bは、図5に示すように中心軸Bに沿って、その内壁に3つの凸部と2つの凹部を有している。このとき、中央の凸部の効果は、図3に示した超電導部材122の中央部の凹部に、さらに新たな凸部が設けられたものと考えると分かり易い。すなわち、図3(図4(b))に示した超電導部材122に設けられた中央部の凹部により、被検体挿入領域15での磁束が外側に広げられ過ぎるような場合には、その凹部に図5で新たに設けられた凸部により、被検体挿入領域15での磁束を中心軸B側に押し戻すことができる。よって、被検体挿入領域15における磁束の均一性を向上させることができる。
FIG. 5 is a view showing a modification of the cross-sectional shape of the
以上の考えを拡大すると、超電導部材122bの内壁に設けられる凸部は、さらに4つ以上であってもよく、また、凹部は、3つ以上であってもよい。このような場合にも、コンピュータシミュレーションにより、適宜、その形状を定めることができる。
When the above idea is expanded, the number of convex portions provided on the inner wall of the
図6は、超電導部材122の断面形状の他の変形例を示した図である。図6に示すように、この変形例では、円筒状の超電導磁石11の円筒の端部の内壁に、新たな超電導部材122cが設けられている点で、図4(b)に示した本実施形態に係る超電導部材122の形状と相違している。なお、図6では、超電導部材122cは、超電導部材122と分離されているが、両者がつながった構造であってもよい。
FIG. 6 is a view showing another modification of the cross-sectional shape of the
本変形例では、超電導磁石11の内径側を通過する磁束は、超電導磁石11の端部に設けられた超電導部材122cで予め収束させられるので、超電導部材122では、収束させる度合いが小さくて済むこととなり、磁束の均一化が促進される。
In this modification, since the magnetic flux passing through the inner diameter side of the
また、本変形例では、超電導部材122cは、超電導磁石11の一方の端部にしか設けないものとしているが、両方の端部に設けてもよい。なお、超電導部材122cを超電導磁石11の一方の端部にしか設けないとしたのは、その超電導部材122cを設けない端部からテーブル2に載置した被検体4を被検体挿入領域15へ挿入する場合の便宜を考慮したものである。
In the present modification, the
以上に説明した第1の実施形態およびその変形例に係る超電導部材122,122b,122cは、その全体が所定の臨界温度以下で超電導状態になるバルク材の超電導体で構成されているものとしている。しかしながら、一般的な超電導体のバルク材はもろいので、ここでは、超電導体を樹脂で固めたものを用いる。その場合、樹脂は、その温度膨張係数が固められる超電導体の温度膨張係数にできるだけ近いものが好ましい。また、磁束収束部12の冷却効率の観点からは、熱伝導率が大きい樹脂が好ましい。
また、超電導部材122,122b,122cは、金属やセラミックスの表面に、超電導体を蒸着したものでもよい。また、金属やセラミックスや樹脂成型物に超電導体を含んでなるテープ材を貼付したものであってもよい。
The
Further, the
第1の実施形態の説明の最後に超電導コイル111および超電導部材122の冷却および運転の仕方について補足しておく。すなわち、本実施形態では、第2冷却部14(図2参照)で超電導部材122を超電導状態になるまで冷却し、その後、第1冷却部13で冷却されすでに超電導状態になっている超電導コイル111に通電し、超電導コイル111の内径側に磁束を生成するようにするものとする。こうすることにより、超電導部材122でのマイスナー効果が確実に発現し、超電導コイル111の内径側に生成された磁束は、超電導部材122により確実に収束されることになる。
At the end of the description of the first embodiment, a supplementary description will be given of how to cool and operate the superconducting coil 111 and the
また、図2に示したように、第2冷却部14と超電導部材122とをつなぐ冷媒の通路または熱伝導経路の途中に設けられたヒータ16は、超電導コイル111の内径側に生成される磁場の強度(磁束密度)を切り替えるのに用いられる。すなわち、ヒータ16により超電導部材122の温度を臨界温度以上にすれば、超電導部材122による磁束の収束効果が消滅するので、被検体挿入領域15における磁場強度を高磁場から低磁場に切り換えることができる。また、温度調整によって超電導部材122のマイスナー効果の大きさを調整することもできる。
As shown in FIG. 2, the
以上、本発明の第1の実施形態によれば、円筒状の超電導コイル111の径側の空間に超電導部材122を有してなる円筒状の磁束収束部12が配設されるので、側方がその超電導部材122で囲まれる空間、すなわち、被検体挿入領域15では磁束が収束され、磁場強度が増大する。また、超電導部材122で囲まれる空間の磁束方向に垂直な平面で切断したときの断面積、すなわち、磁束が通過可能な断面積を適切に定めることにより、被検体挿入領域15における磁束の均一化を図ることができる。よって、水平型のMRI装置100において、超電導コイル111の起磁力を大きくすることなく、すなわち、超電導磁石11を大型化することなく、均一な高磁場を得ることが可能になる。
As described above, according to the first embodiment of the present invention, the cylindrical magnetic
<第2の実施形態>
図7は、本発明の第2の実施形態に係るMRI装置200の外観斜視図の例を示した図であり、図8は、図7のMRI装置200のC−Cの位置における断面構造の例を模式的に示した図である。図7および図8に示すように、MRI装置200の主要部は、上下に分離された支持筺体である頑丈な円盤状のガントリ20の内部に、それぞれ、上下の磁極を形成する水平環状の超電導磁石21が収容されて構成されている。そして、本実施形態では、上下の水平環状の超電導磁石21のそれぞれの下面および上面に、上下に分離された磁束収束部22が取り付けられているのが特徴となっている。
<Second Embodiment>
FIG. 7 is a view showing an example of an external perspective view of the MRI apparatus 200 according to the second embodiment of the present invention. FIG. 8 is a cross-sectional view of the MRI apparatus 200 in FIG. It is the figure which showed the example typically. As shown in FIG. 7 and FIG. 8, the main part of the MRI apparatus 200 is a horizontal annular superconductor that forms upper and lower magnetic poles inside a sturdy disk-shaped
ここで、上下の磁束収束部22で挟まれた空間の中央部分は、被検体挿入領域25と呼ばれ、テーブル2上に載置された被検体4が挿入される。そして、被検体4が載置されたテーブル2の挿抜は、第1の実施形態の場合と同様に、制御装置5からの指示に従ってテーブル駆動部3によって行われる。
Here, the central portion of the space sandwiched between the upper and lower magnetic
なお、上下の水平環状の超電導磁石21のそれぞれの下面および上面には、磁束収束部22のほかにも、図示しない磁場勾配コイルや磁気共鳴信号取得のための高周波コイルなどが配設されている。制御装置5は、これらのコイルへ供給する電流や信号を制御するとともに、高周波コイルから得られる磁気共鳴信号を用いて被検体4の2次元または3次元画像を生成し、生成した画像を表示装置6に表示する。
In addition to the magnetic
さらに、図8に示すように、上下に分離された超電導磁石21は、それぞれが真空容器212の中に収容され、図示しない輻射シールドに囲まれた超電導コイル211によって構成される。このとき、超電導コイル211は、第1冷却部23から供給される液体ヘリウムなどの冷媒を介して冷却されてもよいし、第1冷却部23につながった熱伝導部材を介して冷却されてもよい。なお、超電導コイル211が冷媒を介して冷却される場合には、超電導コイル211は、輻射シールド(図示省略)の内側に設けられた冷媒容器(図示省略)に収容されるものとする。
Further, as shown in FIG. 8, the
また、上下に分離された磁束収束部22は、それぞれ、設置台221に取り付けられた超電導部材222が真空容器224の中に収容され、さらに輻射シールド223に囲まれて構成される。そして、上下の真空容器224は、それぞれ上下の円盤状の超電導磁石21の真空容器212の下面または上面に図示しない締結部材を介して固定される。また、超電導部材222が取り付けられた設置台221は、荷重支持体220を介して、真空容器224の超電導磁石11側の面に取り付けられる。このとき、超電導部材222は、第2冷却部24から供給される液体ヘリウムなどの冷媒を介して冷却されてもよいし、第2冷却部24につながった熱伝導部材を介して冷却されてもよい。なお、超電導部材222が冷媒を介して冷却される場合には、超電導部材222は、輻射シールド223の内側に設けられた冷媒容器(図示省略)に収容されているものとする。
In addition, the magnetic
ここで、第1冷却部23と第2冷却部24とは、互いに独立に制御され、動作するものとし、真空容器212と真空容器224とは、互いに連通していないものとする。従って、超電導コイル211の冷却温度と超電導部材222の冷却温度は、互いに相違してもよい。よって、超電導コイル211の線材として、例えば、ニオブ・チタン(NbTi)、ニオブ・スズ(Nb3Sn)などを用い、磁束収束部22の超電導部材222として高温超電導材料を用いるようなことをしてもよい。
Here, the
また、図8に示すように、第2冷却部24と超電導部材122とをつなぐ冷媒の通路または熱伝導経路の途中にヒータ26を配設してもよい。なお、この場合のヒータ26の役割は、第1の実施形態のヒータ16(図2参照)の役割と同じである。
Further, as shown in FIG. 8, the
以上、図7および図8に示したような構成を有するMRI装置200においては、上下に分離された2つの超電導磁石21を仮想的につなぐ円筒内で超電導コイル211の内径側には、その円筒の中心軸に略平行な方向、すなわち、被検体4の体軸と略垂直な方向の磁束が発生する。このようなMRI装置200は、しばしば、垂直型MRI装置と呼ばれる。そして、本実施形態では、2つの超電導磁石21を仮想的につなぐ円筒内の両端部には、超電導部材222を備えてなる磁束収束部22が配設されていることになる。
As described above, in the MRI apparatus 200 having the configuration as shown in FIGS. 7 and 8, the cylinder is formed on the inner diameter side of the
さらに、図8に加え図9を用い、磁束収束部22の超電導部材222の形状について詳しく説明する。ここで、図9は、下側の超電導磁石21に取り付けられる磁束収束部22の超電導部材222の斜視図の例を示した図である。図8および図9から分かるように、超電導部材222の外観形状は、中空の半円錐、すなわち、一方の端部の径が他方の端部の径よりも小さくなっている半円錐状の筒である。そして、超電導部材222は、径が大きいほうの端部が設置台221に取り付けられ、設置台221は、超電導磁石21の所定の位置に取り付けられている。
Further, the shape of the
ここで、設置台221は、上下の超電導磁石21の下面または上面に取り付けられるので、超電導コイル211の内径側に生成される磁束は、設置台221を略垂直に通過することになる。そこで、ここでは、設置台221に取り付けられた超電導部材222は、その半円錐の中心軸がこの磁束の中心軸と略一致する位置に配設されるものとする。さらに、本実施形態では、互いに径が異なる中空半円錐の超電導部材222が複数個、磁束の中心軸を中心として同心状に設置台221に取り付けられているものとする。そして、その場合、それぞれの半円錐の高さは、それぞれ異なるものであってもよいものとする。
Here, since the installation table 221 is attached to the lower surface or the upper surface of the upper and lower
また、第1の実施形態の場合と同様に、磁束収束部22の設置台221や真空容器224は、非磁性のステンレスなどで構成され、超電導部材222は、所定の臨界温度以下で超電導状態になる超電導体で構成されているとする。そのため、超電導部材222が所定の臨界温度以下になったときには、超電導コイル211の内径側を通る磁束(垂直方向の磁束)は、半円錐状の超電導部材222によって磁束の中心軸側に収束させられる。その結果、上下の磁束収束部22で挟まれた被検体挿入領域25における磁場強度は大きくなる。
Similarly to the case of the first embodiment, the installation base 221 and the vacuum vessel 224 of the magnetic
さらに、図9に示すように、半円錐状の超電導部材222にスリット225が設けられている。スリット225は、超電導部材222の側面に設けられた間隙であり、超電導部材222の内側をその中心軸に沿って通過する磁束によって、超電導部材222に生じる周回電流を阻止するためのものである。なお、スリット225は、単なる間隙でなく、通常は、その間隙に絶縁性の樹脂などが詰め込まれたものである。また、超電導部材222に設けられるスリット225の数は、1つに限定されず、2つ以上であってもよい。
Further, as shown in FIG. 9, a
以上のような超電導部材222は、第1の実施形態の場合と同様に、所定の臨界温度以下で超電導状態になる超電導体のバルク材が樹脂で固められたもので構成されているものとする。あるいは、超電導部材222は、金属やセラミックスの表面に、超電導体を蒸着したものでもよい。また、金属やセラミックスや樹脂成型物に超電導体を含んでなるテープ材を貼付したものであってもよい。
As in the case of the first embodiment, the
図10は、第2の実施形態に係る超電導部材222による磁束収束および磁束均一化の効果を説明する図である。図10に示すように、第2の実施形態では、上下2つの水平環状の超電導コイル211によって生成され、その内径側を通る磁束(矢印付きで示した流線)は、垂直方向を向いている。本実施形態では、超電導部材222が超電導状態になったときには、その中空半円錐状の超電導部材222の磁束を排斥する効果(マイスナー効果)により、前記磁束は、磁束の中心軸側に収束させられる。その結果、被検体挿入領域25における磁束密度(磁場強度)は大きくなる。
FIG. 10 is a diagram for explaining the effect of magnetic flux convergence and magnetic flux equalization by the
なお、この第2の実施形態では、被検体挿入領域25の側方部が開放された状態になっている。そのため、超電導部材222により収束させられる磁束の外周部の磁束は、磁束の中心軸から外側に膨らみがちになる。その膨らみを補正するために本実施形態では、径の異なる超電導部材222が複数個、磁束の中心軸を中心軸に同心状に配設されている。このとき、複数の超電導部材222の高さは相違してもよい。
In the second embodiment, the side portion of the
逆にいえば、複数の半円錐状の超電導部材222の径の大きさ、側面の傾き、高さなどを適宜調整することにより、被検体挿入領域25における磁束の均一化を実現することができる。なお、その磁束均一化を実現するための半円錐状の超電導部材222の径の大きさ、側面の傾き、高さなどの条件は、コンピュータシミュレーションなどにより事前に求めることができる。
In other words, the magnetic flux in the
以上、本発明の第2の実施形態によれば、上下の水平環状の超電導磁石21のそれぞれの下面および上面に、図8〜図10を用いて説明したような上下に分離された磁束収束部22を取り付けたことにより、被検体挿入領域25の磁場強度を増大させ、磁束の均一化を図ることができる。よって、垂直型のMRI装置200において、超電導コイル211の起磁力を大きくすることなく、すなわち、超電導磁石21を大型化することなく、均一な高磁場を得ることが可能になる。
As described above, according to the second embodiment of the present invention, the upper and lower horizontal annular
最後に、第1の実施形態に係る超電導部材122の形状と、第2の実施形態に係る超電導部材222の形状の異同について補足しておく。第1の実施形態に係る超電導部材122の外観形状は、磁束の方向に沿った円筒形状をし、その内壁面に凹凸が形成されたものとなっている。そして、その内壁の凹凸の特徴は、図3〜図6を用いて説明したように、超電導部材122を磁束の中心軸Bに垂直な平面で切断したとき、超電導部材122で囲まれる領域の面積は、円筒状の超電導部材122の一方の端部から磁束の方向に沿って他方の端部に到るまでに少なくとも2つの極小値をとるという特徴を有している。
Finally, the difference between the shape of the
一方、第2の実施形態では、被検体挿入領域25により上下に分断された1対の超電導部材222を、第1の実施形態でいう超電導部材122に対応付けることができる。この場合、上下の半円錐状の超電導部材222は、通過する磁束をその磁束の中心側に収束させる効果を有する点で、第1の実施形態に係る超電導部材122の円筒の内壁の両端部に設けられた凸部(図4(b)参照)に対応する構成要素ということができる。また、第2の実施形態に係る超電導部材222を上下に分断する被検体挿入領域25の部分は、通過する磁束が外側に広がるという意味で、第1の実施形態に係る超電導部材122の円筒の内壁の中央部に設けられた凹部に対応する構成要素といえる。
On the other hand, in the second embodiment, a pair of
従って、第2の実施形態において超電導部材222が上下に分断された領域(被検体挿入領域25)では、磁束の中心軸に垂直な平面に超電導部材222が現れないので、その平面における超電導部材222で囲まれる領域の面積は無限大とみなすことができる。とすれば、第2の実施形態に係る超電導部材222は、磁束の中心軸に垂直なで切断したときの超電導部材122で囲まれる領域の面積は、磁束収束部22の一方の端部から磁束の方向に沿って他方の端部に到るまでに2つの極小値を有するという、第1の実施形態と同様の特徴を有しているといえる。
Therefore, in the region in which the
本発明は、以上に説明した実施形態および変形例に限定されるものではなく、さらに、様々な変形例が含まれる。例えば、前記した実施形態および変形例は、本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施形態や変形例の構成の一部を、他の実施形態や変形例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施形態や変形例の構成に他の実施形態や変形例の構成を加えることも可能である。また、各実施形態や変形例の構成の一部について、他の実施形態や変形例に含まれる構成を追加・削除・置換することも可能である。 The present invention is not limited to the embodiments and modifications described above, and includes various modifications. For example, the above-described embodiments and modifications have been described in detail for easy understanding of the present invention, and are not necessarily limited to those having all the configurations described. In addition, a part of the configuration of an embodiment or modification can be replaced with the configuration of another embodiment or modification, and the configuration of another embodiment or modification can be replaced with another embodiment or modification. It is also possible to add the following configuration. In addition, with respect to a part of the configuration of each embodiment or modification, the configuration included in another embodiment or modification may be added, deleted, or replaced.
2 テーブル
3 テーブル駆動部
4 被検体
5 制御装置
6 表示装置
10,20 ガントリ
11,21 超電導磁石
12,22 磁束収束部
13,23 第1冷却部
14,24 第2冷却部
15,25 被検体挿入領域
16,26 ヒータ
100,200 MRI装置
111,211 超電導コイル
112,212 真空容器
120,220 荷重支持体
121,221 設置台
122,222 超電導部材
123,223 輻射シールド
124,224 真空容器
125,225 スリット
2 Table 3
Claims (11)
前記超電導コイルの内径側の空間の磁束をその磁束の中心軸側に収束させる超電導部材を有してなる円筒状の磁束収束部と、
を備え、
前記円筒状の磁束収束部を前記磁束の中心軸に垂直な平面で切断したとき、前記円筒状の磁束収束部に含まれる超電導部材で囲まれる領域の面積は、前記円筒状の磁束収束部の一方の端部から前記磁束の方向に沿って他方の端部に到るに従い変化し、その他方の端部に到るまでの間に少なくとも2つの極小値をとること
を特徴とする超電導磁石装置。 A superconducting coil that generates a magnetic flux in a certain direction in the space on the inner diameter side;
A cylindrical magnetic flux converging portion having a superconducting member for converging the magnetic flux in the space on the inner diameter side of the superconducting coil to the central axis side of the magnetic flux;
With
When the cylindrical magnetic flux converging part is cut along a plane perpendicular to the central axis of the magnetic flux, the area of the region surrounded by the superconducting member included in the cylindrical magnetic flux converging part is the area of the cylindrical magnetic flux converging part. A superconducting magnet device characterized in that it changes as it reaches the other end along the direction of the magnetic flux from one end, and takes at least two local minimum values before reaching the other end. .
を特徴とする請求項1に記載の超電導磁石装置。 A first cooling part for cooling the superconducting coil; and a second cooling part for cooling the superconducting member of the magnetic flux converging part, wherein the second cooling part operates independently of the first cooling part. The superconducting magnet device according to claim 1, wherein the superconducting member of the magnetic flux converging portion is cooled.
を特徴とする請求項2に記載の超電導磁石装置。 The superconducting member of the magnetic flux converging unit is cooled to a temperature lower than the critical temperature of superconducting through the second cooling unit, and then the superconducting coil that is cooled and is in a superconducting state is energized. The superconducting magnet device described.
を特徴とする請求項2に記載の超電導磁石装置。 The superconducting magnet apparatus according to claim 2, wherein a heater is provided in a part of a heat conduction path or a refrigerant path connecting the second cooling part and the superconducting member of the magnetic flux converging part.
を特徴とする請求項1から請求項4のいずれか1項に記載の超電導磁石装置。 When the superconducting coil is used in a vertical magnetic resonance imaging apparatus, the magnetic flux converging part includes an upper magnetic flux converging part attached to the superconducting coil part on the upper electrode side along the direction of the magnetic flux. A space that separates the upper magnetic flux converging portion and the lower magnetic flux converging portion along the direction of the magnetic flux. The superconducting magnet device according to any one of claims 1 to 4, wherein the superconducting magnet device is an insertion space.
を特徴とする請求項5に記載の超電導磁石装置。 Each of the superconducting members included in each of the upper magnetic flux converging part and the lower magnetic flux converging part has a semiconical cylindrical shape, and each of the semiconical cylindrical superconducting members has a wide opening surface side. The superconducting magnet apparatus according to claim 5, wherein the superconducting magnet apparatus is attached to the superconducting coil side, and a narrow opening surface side is in contact with the subject insertion space.
を特徴とする請求項6に記載の超電導磁石装置。 Each of the upper magnetic flux converging part and the lower magnetic flux converging part is formed by concentrically arranging a plurality of semi-cylindrical superconducting members having different inclinations and heights around the central axis of the magnetic flux. The superconducting magnet device according to claim 6.
を特徴とする請求項1から請求項7のいずれか1項に記載の超電導磁石装置。 The superconducting magnet device according to any one of claims 1 to 7, wherein the superconducting member of the magnetic flux converging part is a superconductor made of a bulk material solidified with a resin.
を特徴とする請求項1から請求項7のいずれか1項に記載の超電導磁石装置。 The superconducting magnet device according to any one of claims 1 to 7, wherein the superconducting member of the magnetic flux converging unit is a superconducting member deposited on a metal or ceramics.
を特徴とする請求項1から請求項7のいずれか1項に記載の超電導磁石装置。 The superconducting magnet according to any one of claims 1 to 7, wherein the superconducting member of the magnetic flux converging part is a nonmagnetic member with a tape material made of a superconductor attached thereto. apparatus.
を特徴とする磁気共鳴撮像装置。 A magnetic resonance imaging apparatus comprising the superconducting magnet device according to any one of claims 1 to 10.
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