JP4928477B2 - 超電導磁石装置、およびこれを用いた磁気共鳴イメージング装置、並びに核磁気共鳴装置 - Google Patents

Description

本発明は、超電導磁石装置、およびこれを用いた磁気共鳴イメージング装置、並びに核磁気共鳴装置に関するものである。

磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と称す）は、生体の大部分を構成する水素原子核の核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象が組織によって異なることを利用して、生体組織を画像化するものであり、共鳴の強さや、共鳴の時間的変化の速さが画像のコントラストとして現われるようになっている。ＭＲＩ装置では、高画質の画像を得るために、撮像領域に高強度で高い静磁場均一度を有する磁場を生成する必要がある。そして、この高強度の静磁場を発生させるために、超電導磁石装置が用いられている。
一般的に、超電導磁石装置は、主に磁場空間に磁場を生成する超電導主コイルと、超電導主コイルが発生する磁場が装置外へ漏洩することを抑制するシールドコイルから成り、通常運転時の漏洩磁場は、許容範囲内に抑えることが可能な構成となっている。ここで、漏洩磁場は、通常運転時以外、例えば、ヒータを用いてマグネットを強制的に急速消磁させる場合においても、同様に抑制する必要がある。
ところで、超電導磁石装置は、外部からの熱侵入を遮断する輻射シールドのように、低抵抗とされた部材を有しているため、急速消磁させる場合には、誘導電流が輻射シールドに流れて、輻射シールドが作る漏洩磁場が制御できないことがある。
このような問題を解決する方法の一例として、超電導主コイルと超電導シールドコイルの外周側に、急速消磁時の漏洩磁場を抑制するように構成した良導体リングを設置した技術が開示されている（特許文献１参照）。
特開平４−２３３７０７号公報

ところで、ＭＲＩ装置では、超電導主コイルの径方向内周側の空間を広く利用することが望まれており、超電導主コイルの径方向内周側において、追加の良導体リングを配置することは難しくなっている。そのため、超電導主コイル付近に設置する良導体リングは、超電導主コイルの径方向外周側に配置することが一般的であり、磁気的なバランスを取るためには、超電導シールドコイル付近に設置する良導体リングも、超電導シールドコイルの径方向外周側に設置される傾向にある。

しかしながら、超電導シールドコイルの径方向外周側に良導体リングを設置すると、これを支えるための支持構造部材を設ける必要が生じてくる。そこで、良導体リングに対して支持機能を併せ持たせるように構成することが考えられるが、そのように構成すると、例えば、アルミニウム合金等からなる良導体リングでは、ステンレス鋼のような構造材に比べて強度が低いために、径方向の板厚を分厚く形成する必要が生じ、結果的に、ＭＲＩ装置が大型化するという問題を生じる。

一方で、ＭＲＩ装置は、高磁場化のニーズが高まるにつれ、０．５Ｔ程度の中磁場装置から１．５Ｔ〜３Ｔ程度の高磁場装置へ取って代わるケースが増えており、装置寸法および漏洩磁場の拡大を抑えることに期待が寄せられている。

このような観点から、本発明は、急速消磁時においても漏洩磁場および超電導主コイルや超電導シールドコイルに発生する電圧を許容範囲内に抑え、かつ小型化に寄与する超電導磁石装置、およびこれを用いた磁気共鳴イメージング装置、並びに核磁気共鳴装置を提供することを課題とする。

前記した課題を解決するための手段として本発明は、超電導主コイルと、超電導シールドコイルとを備え、前記超電導主コイルの径方向外側、または一対の前記超電導主コイル同士の間にあって、磁場空間を通る中心軸方向から見て前記超電導主コイルに少なくとも一部が重なる状態に配置され、前記超電導主コイルの急速消磁時に誘導電流が流れて漏洩磁場を抑制する第１の良導体と、前記超電導シールドコイルの径方向内側に配置され、前記超電導シールドコイルの急速消磁時に誘導電流が流れて漏洩磁場を抑制する第２の良導体と、を含んで構成した。これにより、急速消磁時には第１，第２の良導体に誘導電流が流れ、超電導主コイルおよび超電導シールドコイルの発生電圧を抑制することができる。また、超電導シールドコイルの外周側に良導体を配置する場合に比べて、支持強度を確保することができ、装置の外径寸法を抑えることができる。

本発明によれば、急速消磁時においても漏洩磁場および超電導主コイルや超電導シールドコイルに発生する電圧を許容範囲内に抑え、かつ小型化に寄与する超電導磁石装置、およびこれを用いた磁気共鳴イメージング装置、並びに核磁気共鳴装置が得られる。

以下、本発明の実施形態に係る超電導磁石装置が適用されるＭＲＩ装置について図面を参照して詳細に説明する。以下では、水平磁場方式のＭＲＩ装置について説明するが、本発明はこれに限定されるものではなく、他の垂直磁場方式等にも適用することができる。
（第１実施形態）
このＭＲＩ装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体（不図示、以下同じ）の断層画像を得るものであり、図１に示すように、被検体にＮＭＲ現象を誘起してＮＭＲ信号を受信するための各種装置を収容するガントリ１、被検体を載置するベッド２、このベッド２に載置された被検体を磁場空間（図２参照）内の撮像領域Ｆへ搬送する搬送手段２ａと、ガントリ１内の各種装置を制御する電源や各種制御装置を収納した制御装置３、検出された核磁気共鳴信号を処理するコンピュータ等の処理装置４、および処理された核磁気共鳴信号に基づき断層画像を表示する表示装置５等を含み、それぞれ電源・信号線６で接続される。ガントリ１、ベッド２および搬送手段２ａは、高周波電磁波と静磁場を遮蔽する図示しないシールドルーム内に配置され、制御装置３、処理装置４および表示装置５は、シールドルーム外に配置される。

ガントリ１内には、図２、図３に示すように、超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂ、超電導シールドコイル２０、および本発明の特徴的構成である、環状に一体的に形成された第１，第２の良導体１１，２１を、冷媒３０とともに収容する冷却容器４０と、この冷却容器４０を覆うように形成された輻射シールド５０と、冷却容器４０および輻射シールド５０を囲繞し、内部を真空にした真空容器６０等とからなる超電導磁石装置が設けられている。
冷却容器４０に収容される冷媒３０としては、例えば液体ヘリウムなどの液化した冷媒３０が用いられており、この冷媒３０と輻射シールド５０とを冷却するための図示しない冷凍機が真空容器６０に設置されている。冷却容器４０内は、このような冷媒３０によって、例えば、４．２Ｋ程度に保たれている。

静磁場の発生源となる超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂおよび超電導シールドコイル２０は、磁場空間を通る中心軸Ｚの周りにそれぞれ環状に形成され、撮像領域Ｆを挟んで中心軸Ｚ方向に相対向してそれぞれ一対配置されている。
超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂには、一定の電流が流れており、超電導シールドコイル２０には、超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂとは逆方向の一定電流が流れている。これらの超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂ、超電導シールドコイル２０は、電磁力、漏洩磁場、最大経験磁場、磁場均一度、および磁場強度を許容範囲内に抑えるように、位置、形状、および設置個数の変更が可能である。
本実施形態では、一方の超電導主コイル１０Ａの径方向（中心軸Ｚに鉛直に交差する方向）外側に、超電導シールドコイル２０が間隔を隔てて対向配置されている。これにより、後記するように、超電導主コイル１０Ａおよび超電導シールドコイル２０に沿わせて設けた第１，第２の良導体１１，２１も、超電導主コイル１０Ａと超電導シールドコイル２０との間において、径方向に間隔を隔てて対向配置されている。

超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂおよび超電導シールドコイル２０は、それぞれ円筒状に形成された巻き枠４１，４２によって支持されている。巻き枠４１の外周部には、周状の支持溝４１ａ，４１ｂが形成されており、これらの支持溝４１ａ，４１ｂ内に超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂがそれぞれ配置されるようになっている。また、巻き枠４２の外周部には、周状の支持溝４２ａが形成されており、この支持溝４２ａ内に第２の良導体２１および超電導シールドコイル２０が配置されるようになっている。

第１の良導体１１は、超電導主コイル１０Ａの径方向外側に配置されており、超電導主コイル１０Ａにおける急速消磁時の漏洩磁場を抑制する役割を成す。本実施形態では、第１の良導体１１が、図示しない絶縁部材を介して超電導主コイル１０Ａの外周面に焼き嵌めされている。つまり、超電導主コイル１０Ａは、巻き枠４１の支持溝４１ａ内に収容された状態で、その外周側から焼き嵌めされる第１の良導体１１によって、巻き枠４１の支持溝４１ａ内に押え付けられるようにして強固に保持されるようになっている。このように超電導主コイル１０Ａの径方向外側に固定される第１の良導体１１は、超電導主コイル１０Ａにおける急速消磁時の漏洩磁場を抑制するとともに、超電導主コイル１０Ａを巻き枠４１に強固に固定するための固定機能を併せ備えたものとなっている。

第２の良導体２１は、超電導シールドコイル２０の径方向内側に配置されており、超電導シールドコイル２０における急速消磁時の漏洩磁場を抑制する役割を成す。本実施形態では、第２の良導体２１が、巻き枠４２の支持溝４２ａの周面に接するように配置されている。第２の良導体２１の外周部には、図示しない絶縁部材を介して超電導シールドコイル２０が接するように配置されている。
本実施形態では、超電導シールドコイル２０の外周部に、リング状の保持部材２２が焼き嵌めされている。つまり、第２の良導体２１および超電導シールドコイル２０は、巻き枠４２の支持溝４２ａ内に収容された状態で、超電導シールドコイル２０の外周部に焼き嵌めされる保持部材２２によって、支持溝４２ａ内に押え付けられるようにして強固に固定されるようになっている。保持部材２２は、非磁性の構造材、例えば、ステンレス鋼等を使用することができる。

本実施形態では、第１，第２の良導体１１，２１の材料として、超電導主コイル１０Ａ、超電導シールドコイル２０に使用されるコイル線材に線膨張係数が近い材料、例えば、銅が用いられている。

巻き枠４１は、冷却容器４０の一部を構成しており、支持材４３、輻射シールド５０、支持材４４を介して真空容器６０に設置されている。巻き枠４１，４２の間には、巻き枠連結材４５が配置され、この巻き枠連結材４５によって巻き枠４１，４２が相互に連結されている。

支持材４３，４４は、外部からの熱侵入を防ぐために、低熱伝導の材料、例えば、ＦＲＰ（繊維強化プラスチック）等を用いる。また、巻き枠４１，４２、巻き枠連結材４５は、非磁性の構造材、例えば、ステンレス鋼等を使用することができる。

超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂおよび超電導シールドコイル２０は、図４に示すような回路で接続されている。つまり、一対の超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂ、超電導シールドコイル２０のうち、一方の超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂ、超電導シールドコイル２０（超電導コイル群Ａ１）および他方の超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂ、超電導シールドコイル２０（超電導コイル群Ｂ１）が、直列接続され、これらの超電導コイル群Ａ１，Ｂ１と、永久電流スイッチ１５とが、並列接続されて主回路を構成している。そして、双方向ダイオード１６，１６が、それぞれの超電導コイル群Ａ１，Ｂ１と並列に接続されており、２つに分割された保護回路を構成している。
ここで、双方向ダイオード１６，１６は、２つのダイオードがそれぞれ逆方向に並列接続されて成る。
なお、超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂ、超電導シールドコイル２０の組み合わせ、双方向ダイオード１６の構成数、保護回路の分割数は、急速消磁時のコイル電圧、温度上昇、電磁力、漏洩磁場を考慮して、これらが許容範囲に収まるように適宜設定することができる。

このような回路において、ＭＲＩ装置の運転時には、超電導コイル群Ａ１，Ｂ１と永久電流スイッチ１５とで構成する回路を電流が流れる。つまり、双方向ダイオード１６には、電流が流れないようになっている。なお、必要に応じてダイオードの数を調整することによって、仮に、超電導コイル群Ａ１，Ｂ１の励磁時および消磁時等に、双方向ダイオード１６のダイオード順方向電圧を上回る電圧が発生したような場合にも、電流がダイオード側に分流しないようにすることができる。
また、急速消磁時には、超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂ、超電導シールドコイル２０において、ダイオード順方向電圧を大きく上回る電圧が発生するため、双方向ダイオード１６側に電流が流れる。

以上のようなＭＲＩ装置では、超電導主コイル１０Ａに第１の良導体１１が設けられているとともに、超電導シールドコイル２０に第２の良導体２１が設けられているので、急速消磁時には、誘導電流が第１，第２の良導体１１，２１に流れ、これによって、超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂ、超電導シールドコイル２０の発生電圧と、漏洩磁場を許容範囲内に抑えることが可能となる。

以下では、本実施形態において得られる効果を説明する。
（１）本実施形態では、急速消磁時に、超電導主コイル１０Ａに設けられた第１の良導体１１、および超電導シールドコイル２０に設けられた第２の良導体２１に、誘導電流が流れ、超電導主コイル１０Ａ，１０Ｂ、超電導シールドコイル２０の発生電圧を抑制することができるとともに、漏洩磁場を許容範囲内に抑えることができる。
（２）第２の良導体２１は、超電導シールドコイル２０の径方向内側に配置されているので、超電導シールドコイル２０の径方向外側に良導体を設けたときのように、良導体を支持するための支持構造部材を付設したり、支持機能をもたせるべく良導体を大型化したりする必要がなくなり、超電導シールドコイル２０の径方向外周側の構造を簡単な構造とすることができて、超電導磁石装置の小型化（コンパクト化）、ひいてはＭＲＩ装置の小型化を図ることができる。
（３）第１，第２の良導体１１，２１に使用される材料として銅が使用され、銅は、その線膨張係数が、超電導主コイル１０Ａ、超電導シールドコイル２０に使用されるコイル線材の線膨張係数に近いので、超電導主コイル１０Ａおよび超電導シールドコイル２０と、第１，第２の良導体１１，２１との間に、冷却時の熱収縮差による隙間が生じ難くなっている。したがって、長期的に安定した作動を実現することができる超電導磁石装置、ＭＲＩ装置が得られる。
（４）第１の良導体１１は、超電導主コイル１０Ａの径方向外側に配置されているので、超電導主コイル１０Ａの径方向内側の空間を広くとることができ、磁場空間を通る中心軸Ｚ周りに被検体を好適に収容することができる空間を容易に形成することができる。
（５）第１の良導体１１は、超電導主コイル１０Ａの径方向外側に配置されるとともに、第２の良導体２１は、超電導シールドコイル２０の径方向内側に配置される構成であるので、超電導主コイル１０Ａと超電導シールドコイル２０との間に形成される空間を有効に利用して、この空間に、第１，第２の良導体１１，２１を好適に配置することができ、第２の良導体２１を超電導シールドコイル２０の径方向外側に配置した場合に比べて、超電導磁石装置が径方向に大型化するのを好適に阻止することができる。したがって、ＭＲＩ装置の小型化を図ることが可能となる。
（６）第２の良導体２１は、巻き枠４２の支持溝４２ａ内に支持され、超電導シールドコイル２０が、支持溝４２ａ内において、図示しない絶縁部材を介して第２の良導体２１の外周面に接しているので、支持溝４２ａ内に超電導シールドコイル２０を取り付けることによって、第２の良導体２１を超電導シールドコイル２０で好適に保持することができる。
また、超電導シールドコイル２０の外周部に焼き嵌めされた保持部材２２によって、支持溝４２ａ内に超電導シールドコイル２０および第２の良導体２１の両方を強固に固定することができる。
（７）第１の良導体１１は、図示しない絶縁部材を介して超電導主コイル１０Ａの外周面に焼き嵌めされているので、超電導主コイル１０Ａにおける急速消磁時の漏洩磁場を抑制する機能と、超電導主コイル１０Ａを巻き枠４１に強固に固定するための固定機能とを併せ備えたものとなっており、機能性、組付性に優れている。また、第１の良導体１１は、超電導主コイル１０Ａに焼き嵌めされて固定されるので、第１の良導体１１を固定するための固定部材を別途必要とせず、その分、軽量化が可能であり、また、コストを低減することができる。

（第２実施形態）
図５は本発明の第２実施形態の超電導磁石装置が適用されるＭＲＩ装置のガントリの断面図である。この例では、第１の良導体１１’，１１’が、一対の超電導主コイル１０Ａ，１０Ａ同士の間に配置されており、中心軸Ｚ方向から見たときに、超電導主コイル１０Ａ，１０Ａに、第１の良導体１１’，１１’の少なくとも一部が重なる状態となるように配置されている。
巻き枠４１には、第１の良導体１１’を支持するための専用の支持溝１１ａが形成されている。この例では、超電導主コイル１０Ａと超電導主コイル１０Ｂとの間に位置するように支持溝１１ａが形成されており、第１の良導体１１’は、図示しない絶縁部材を介して、各支持溝１１ａに支持される。つまり、第１の良導体１１’は、前記第１実施形態のように超電導主コイル１０Ａに接するように設けられるのではなく、超電導主コイル１０Ａから中心軸Ｚ方向に離間した位置において巻き枠４１に支持されるように構成される。

このように構成することによって、超電導主コイル１０Ａと第１の良導体１１’とが絶縁部材を介して接するように設けた場合に比べて、構造的制約が少なくなり、その分、低コスト化が可能となる。
また、第１の良導体１１’は、複数個に分割して構成してもよく、巻き枠４１の支持溝１１ａに組み付けた後に、溶接等によって接合するようにしてもよい。このように、第１の良導体１１’を複数個に分割して構成することによって、組み付けの自由度が高まるようになり、中心軸Ｚ方向から組み付けることができないような場合であっても、巻き枠４１に予め組み付けておく等の組付手法を採ることができるようになる。

（第３実施形態）
図６は本発明の第３実施形態のＭＲＩ装置に適用される超電導磁石装置を備えたガントリの断面図である。この例では、第２の良導体２１Ａ，２１Ａが、良導体線材、例えば、銅線を周方向に巻回して形成されている点が異なっている。
このように、第２の良導体２１Ａ，２１Ａを良導体線材で形成することによって、一体的に形成された第２の良導体２１，２１（図２等参照）を用いたときに比べて構造的制約が少なくなり、その分、低コスト化が可能となる。また、組み付けの自由度が高まるようになり、中心軸Ｚ方向から組み付けることに障害があるような場合にも、これをうまく避けて巻き付けることが可能となる。

ここで、前記第１〜第３実施形態で示した超電導磁石装置を適用して形成した核磁気共鳴装置（以下、ＮＭＲ装置と略称する）の構成の一例について図７を参照して説明する。なお、ここでは、第１実施形態（図２，図３）で示した超電導磁石装置を用いた例を示すが、これに限られることはなく、第２，第３実施形態で示した構成を適宜用いてもよい。また、ＮＭＲ装置に適用する場合には、冷却容器４０や真空容器６０などの形状、図７に示した、超電導主コイル１０Ａ’、超電導シールドコイル２０’の数や位置、形状などは適宜変更される。

ＮＭＲ装置は、図７に示すように、超電導磁石装置が備えた超電導主コイル１０Ａ’、超電導シールドコイル２０’によって磁場が形成される磁場空間Ｋに、検体（不図示、以下同じ）を入れるサンプル管Ｓが設置され、サンプル管Ｓに入れた検体からの核磁気共鳴信号を捉えるプローブＰ、プローブＰで捉えた核磁気共鳴信号を解析する解析手段としてのスペクトロメータＳＭ、そして超電導磁石装置やスペクトロメータＳＭの動作を制御するコンピュータ等の機器７０などで構成される。機器７０と超電導磁石装置およびスペクトロメータＳＭ、そしてスペクトロメータＳＭとプローブＰは、各々、配線Ｗを介して電気的に接続されている。また、図７に示すようなＮＭＲ装置では、冷凍機（不図示）による振動を防止するため、冷凍機を設けない構成とする場合もある。

このようなＮＭＲ装置に用いた場合にも、前記した（１）〜（７）と同様の効果を得ることができる。すなわち、主として、急速消磁時に、超電導主コイル１０Ａ’に設けられた第１の良導体１１’’、および超電導シールドコイル２０’に設けられた第２の良導体２１’に、誘導電流が流れ、超電導主コイル１０Ａ’、超電導シールドコイル２０’の発生電圧を抑制することができるとともに、漏洩磁場を許容範囲内に抑えることができる。
また、第２の良導体２１’は、超電導シールドコイル２０’の径方向内側に配置されているので、超電導シールドコイル２０’の径方向外側に良導体を設けたときのように、良導体を支持するための支持構造部材を付設したり、支持機能をもたせるべく良導体を大型化したりする必要がなくなり、超電導シールドコイル２０’の径方向外周側の構造を簡単な構造とすることができて、超電導磁石装置の小型化（コンパクト化）、ひいてはＮＭＲ装置の小型化を図ることができる。

本発明の第１実施形態の超電導磁石装置が適用されるＭＲＩ装置の概念図である。 同じくガントリの断面図である。 同じくガントリの一部切断斜視図である。 同じく保護回路を示す回路図である。 本発明の第２実施形態の超電導磁石装置が適用されるＭＲＩ装置のガントリの断面図である。 本発明の第３実施形態の超電導磁石装置が適用されるＭＲＩ装置のガントリの断面図である。 本発明の超電導磁石装置が適用されるＮＭＲ装置の概念図である。

符号の説明

１ ガントリ
２ ベッド
２ａ 搬送手段
１０Ａ 超電導主コイル
１０Ａ’ 超電導主コイル
１１ 第１の良導体
１１’ 第１の良導体
１１ａ 支持溝
１５ 永久電流スイッチ
１６ 双方向ダイオード
２０ 超電導シールドコイル
２０’ 超電導シールドコイル
２１ 第２の良導体
２１’ 第２の良導体
２１Ａ 第２の良導体
２２ 保持部材
３０ 冷媒
４０ 冷却容器
４１，４２ 巻き枠
４１ａ，４２ａ 支持溝
４３，４４ 支持材
５０ 輻射シールド
６０ 真空容器
７０ 機器
Ａ１ 超電導コイル群
Ｂ１ 超電導コイル群
Ｆ 撮像領域
Ｚ 中心軸

Claims (8)

1. 磁場空間を通る中心軸周りに環状に形成され、前記中心軸方向に相対向して配置された複数対のコイルおよび複数対の良導体を有する超電導磁石装置であって、
   複数対の前記コイルは、超電導主コイルと、前記中心軸方向から見て前記超電導主コイルの径方向外側に間隔を隔てて配置され、前記超電導主コイルと逆向きの電流が流れる超電導シールドコイルと、を備え、
   複数対の前記良導体は、
   前記超電導主コイルの径方向外側に配置され、または一対の前記超電導主コイル同士の間にあって、前記中心軸方向から見て前記超電導主コイルに少なくとも一部が重なる状態に配置され、前記超電導主コイルの急速消磁時に誘導電流が流れて漏洩磁場を抑制する第１の良導体と、
   前記超電導シールドコイルの径方向内側に配置され、前記超電導シールドコイルの急速消磁時に誘導電流が流れて漏洩磁場を抑制する第２の良導体と、を含んで構成されることを特徴とする超電導磁石装置。
2. 前記第２の良導体は、前記超電導シールドコイルを支持する巻き枠に設けられた支持溝に支持されおり、前記超電導シールドコイルは、前記支持溝内において、絶縁部材を介して前記第２の良導体に接していることを特徴とする請求項１に記載の超電導磁石装置。
3. 前記超電導主コイルは、これを支持する巻き枠に支持されており、
   前記第１の良導体は、前記超電導主コイルの径方向外側に配置されており、絶縁部材を介して前記超電導主コイルに焼き嵌めされたことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の超電導磁石装置。
4. 前記超電導シールドコイルの外周部には、リング状の保持部材が配置されており、前記保持部材は前記超電導シールドコイルに焼き嵌めされたことを特徴とする請求項２または請求項３に記載の超電導磁石装置。
5. 複数対の前記良導体は、そのうちの少なくとも一対が銅製であること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。
6. 複数対の前記良導体は、そのうちの少なくとも一対が良導体線材を巻回して形成されていることを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の超電導磁石装置。
7. 請求項１から請求項６のいずれか１項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であって、
   被検体を載置するベッドと、このベッドに載置された前記被検体を前記磁場空間内の撮像領域へ搬送する搬送手段と、この搬送手段によって前記撮像領域に搬送された前記被検体からの核磁気共鳴号を解析する解析手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の超電導磁石装置を備えた核磁気共鳴装置であって、
   前記磁場空間内に配置された検体からの核磁気共鳴信号を捉えるプローブと、前記プローブで捉えた信号を解析する解析手段とを備えたことを特徴とする核磁気共鳴装置。

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