JP6151706B2 - 超電導磁石装置および磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

超電導磁石装置および磁気共鳴イメージング装置 Download PDF

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Description

本発明は、超電導磁石を用いた超電導磁石装置と、これを用いた磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI(Magnetic Resonance Imaging)装置と称する)に係わり、特に、クエンチの生じにくい超電導磁石装置に関する。
MRI装置では、強い静磁場の発生源として超電導磁石が用いられる。超電導磁石は、超電導線をコイルボビンに巻いた超電導コイルを形成し、超電導線の間隙を樹脂を充填して固めた構成である。超電導磁石は、超電導状態に転移する温度(通常は、例えば、液体ヘリウムの沸点4.2ケルビン)に冷却され、冷却後、超電導コイルに電流を流し、定格磁場に達した状態で、超電導スイッチと呼ばれる回路を閉じて永久電流が流れる閉ループ状態にする。これにより、超電導状態を維持することができる。
しかし、特許文献1に記載されているように、永久電流モード時に、何らかの撹乱で超電導コイルの超電導線が数μm動いたり、超電導線を固める樹脂に割れが生じたりすると、局所的な熱が発生する。その発熱により超電導線の温度が臨界温度を超えた場合、超電導から常伝導への転移(クエンチ)が生じる。クエンチが発生すると液体ヘリウムが大量に消費されるため、再度超電導磁石を立ち上げるためには、液体ヘリウムの再注液が必要となる他、人的、時間的にも損失が発生する。
そこで、特許文献1では、超電導線が動いたり、樹脂に割れが生じる原因が、超電導コイルの「経年変化」であると推定し、超電導磁石の励消磁を繰り返したり、過電流を流したりすることにより、超電導コイル内部の構造の経年変化を予め実質的に加速させておく技術を提案している。これにより、長期間に渡る永久電流を保持している期間には突発的なクエンチを起こりにくくする。
一方、MRI装置には、被検体となる患者に閉塞感を与えない開放型の装置が知られている。開放型のMRI装置では、被検体を配置する空間を挟んで上下に対称的に、液体ヘリウムが充填された円環状のヘリウムの容器が配置され、その中に超電導コイルを巻いたコイルボビンがそれぞれ収納される。特許文献2、3には、開放型のMRI装置におけるコイルボビンの構造の一例が開示されている。
特開2006-324411号公報 特開平9-223620号公報 特開2007-208232号公報
超電導磁石のコイルボビンおよび超電導コイルは、真空槽の中に配置された液体ヘリウム容器内に収容され、しかも超電導コイルには永久電流が流れて強い磁場が発生している状態にある。このため、液体ヘリウム容器の内部で、超電導コイルやこれを固めている樹脂、ならびにコイルボビンがどのような状態になっているのかを把握するのは非常に難しい。特許文献1の技術は、クエンチを引き起こしている原因が、超電導コイルの「経年変化」により超電導線が動いたり、樹脂に割れが生じていると推定しているにすぎない。
本発明の目的は、開放型超電導磁石のクエンチを効果的に低減することのできる構造を提供することにある。
本発明は、静磁場を形成すべき空間を挟んで対向配置された一対の超電導磁石と、一対の超電導磁石を連結する連結部とを有し、一対の超電導磁石はそれぞれ、主コイルと、主コイルの漏えい磁場を抑制するためのシールドコイルと、コイルボビンとを備え、コイルボビンは、主コイルが巻回された筒状部と、筒状部の空間側の端部に内周部が固定された環状の端板と、環状の端板の外周部が空間側に変位するのを抑制する支持部材とを有することを特徴とする。
本発明では、コイルボビンの端板の変形を支持部材で抑制することができるため、主コイルの変形を効率よく低減させることが可能となる。これにより、主コイルの変形によって生じるクエンチを抑制できる。
第1の実施形態の超電導磁石装置の断面図。 図1の装置のコイルボビン2の断面斜視図。 コイルボビン2に支持部材が備えられていない場合の端板と主コイル1の変形を示す説明図。 図1の支持部材を備えたコイルボビン2の端板と主コイル1の変形を示す説明図。 第2の実施形態の支持部材5を備えたコイルボビン2の断面斜視図。 第3の実施形態の主コイル1a,1bを2段重ねにするコイルボビン2の断面斜視図。 第4の実施形態の支持部材をボルトで固定するコイルボビン2の断面斜視図。 第5の実施形態のMRI装置の説明図。
発明者らは、MRI装置の超電導磁石の内部の構造が超電導状態においてどのように変化しているかを詳細に調べた。その結果、撮像空間を挟んで一対の超電導磁石が対向配置された開放型の超電導磁石装置では、円筒型の超電導磁石装置では生じ得ない、特有の構造変化が生じていることがわかった。具体的には、超電導コイルのうち主コイルを保持するコイルボビンの一部が、主コイルに働く電磁力により変形し、コイルボビンの変形に合わせて主コイルに歪を発生させていることがわかった。この主コイルの歪が過大になると、超電導線の間隙を充填する含浸樹脂が割れたり、超電導線が動いたりしてクエンチを発生させる。このコイルボビンの変形は、一対の超電導磁石の対向面側からメインコイルを保持する板状部材(端板)に生じていることがわかった。
そこで、本発明では、コイルボビンの変形を防止する構造を提供し、超電導磁石の耐クエンチ性を向上させる。具体的には、コイル変形を抑制するために、メインコイルを超電導磁石の対向面側から保持する端板の変形を抑制する部材を配置する。以下、図面を用いて具体的に説明する。
(第1の実施形態)
第1の実施形態の超電導磁石装置を図1、図2を用いて説明する。図1は、第1の実施形態の開放型超電導磁石装置の断面図である。図2は、コイルボビンの断面斜視図である。
超電導磁石装置は、静磁場を形成すべき空間(撮像空間)40を挟んで対向配置された一対の超電導磁石10,20と、一対の超電導磁石10,20を連結する連結部30とを有する。一対の超電導磁石10,20はそれぞれ、主コイル1と、主コイル1の漏えい磁場を抑制するためのシールドコイル4と、コイルボビン2とを備えて構成される。コイルボビン2は、主コイル1が巻回された筒状部26と、筒状部26の撮像空間40側端部に内周部が固定された環状の端板3と、環状の端板3の外周部が撮像空間40側に変位するのを抑制する支持部材5とを有する。
例えば、コイルボビン2は、筒状部26の撮像空間40の逆側に配置された環状の逆側端板27を備えている構成とすることができる。支持部材5は、断面がL字型の部材とすることができ、この場合、一端は逆側端板27に固定される。他端が環状の端板3の外周部を支持する。
上述の支持部材5は、環状の端板に沿った、環状の部材とすることができる。
以下、図1の開放型超電導磁石装置を具体的にさらに説明する。図1の開放型超電導磁石装置は、撮像空間(静磁場を形成すべき空間)40を挟んで上下方向(Z方向)に対向配置された一対の超電導磁石10,20と、一対の超電導磁石10,20の間に配置された2本の連結部30とを備えている。連結部30は、下側超電導磁石20に対して上側超電導磁石10を支持するとともに、それぞれの内部の液体ヘリウム容器7を連結している。
超電導磁石10,20はそれぞれ、円環状のコイルボビン2と、主コイル1と、シールドコイル4と、液体ヘリウム容器7と、シールド板8と、真空容器9とを備えて構成される。主コイル1とシールドコイル4は、いずれも、NbTiのような合金系超伝導体の線(以下、超電導線称す)をコイルボビン2の所定の位置に巻回し、超電導線の間隙に樹脂を含浸させて固定した構造である。コイルボビン2は、非磁性金属(例えば、SUS304やアルミニウム合金)により構成されている。
超電導磁石10,20の主コイル1は、撮像空間40にいずれもZ軸方向の磁場を発生させる。超電導磁石10,20のシールドコイル2は、主コイル1の磁場が撮像空間40の外部へ漏えいするのを打ち消すために、主コイル1の磁場とは逆向きのZ軸方向の磁場を発生させる。
図2に示すように、円環状のコイルボビン2は、主コイル1を支持するための主コイルボビン21と、シールドコイル4を支持するためのシールドコイルボビン22と、筐体部23とを連結した構造である。筐体部23は、主コイルボビン21とシールドコイルボビン22とを連結するとともに支持している。主コイルボビン21は、筐体部23により、最も撮像空間40に近い側(対向面)に配置されている。シールドコイルボビン22は、主コイルボビン21よりもZ軸方向およびR軸方向(径方向)について撮像空間40から離れた位置に配置されている。
主コイルボビン21は、筒状部26と、環状の端板3と、環状の逆側端板27とにより構成されている。
端板3は、筒状部26の撮像空間40側の端部に配置され、内周部が筒状部26に固定され、外周部は開放されている。すなわち、端板3は、筒状部26によって片持ち支持された構造である。
逆側端板27は、筒状部26の撮像空間40とは逆側の端部に配置されている。逆側端板27の内周部は、筒状部26に固定され、外周部は、シールドコイルボビン22に固定されている。これにより、逆側端板27は、主コイルボビン21とシールドコイルボビン22とを連結している。
主コイル1の超電導線は、主コイルボビン21の開放された外周側から、筒状部26の内周板26-1と端板3と逆側端板27で3方が囲まれた空間に巻回されている。超電導線の間隙には、樹脂が含浸されて超電導線を固定している。
主コイルボビン21に巻線された主コイル1に作用する主な電磁力は、同じコイルボビン2に支持されるシールドコイル4に対する反発力と、撮像空間40を挟んで対向配置されるコイルボビン2の主コイル1への吸引力であるため、Z軸方向に赤道面側へ働く電磁力が主体となる。
また、撮像空間40の高さをできるだけ広く確保し、かつ、主コイル1を撮像空間40に近づけて静磁場強度を高めるため、主コイルボビン21の端板3は、必要な剛性を確保しながら、できるだけ薄く設計されている。
シールドコイルボビン22は、環状の内筒28および外筒29と、環状の端板31と、環状の逆側端板32とにより構成されている。環状の端板31は、内周部と外周部がそれぞれ環状の内筒28と外筒29の下端部に固定されている。環状の逆側端板32は、内周部と外周部がそれぞれ環状の内筒28と外筒29の下端部に固定されている。シールドコイル4は、環状の内筒28と外筒29と環状の端板31と環状の逆側端板32により4方から囲まれた空間内に巻回されている。超電導線の間隙には、樹脂が含浸されて超電導線を固定している。
筐体23は、内筒24と、内筒24の撮像空間40とは逆側の端部に固定された、環状の端板25とを備えている。内筒24の撮像空間40側の端部には、主コイルボビン21の筒状部26が固定されている。端板25の外周部は、シールドコイルボビン22に固定されている。
コイルボビン2の各部の固定は、溶接やねじ止めにより強固に行われている。
また、本発明のコイルボビン2には、主コイルボビン21の端板3の支持されていない外周側端部を、上下方向(Z軸方向)に支持する環状の支持部材5が配置されている。支持部材5は、図2のように断面がL字型であり、上端は、主コイルボビン21の逆側端板27またはシールドコイルボビン22の端板31に溶接等により強固に固定されている。
支持部材5の下端の先端は、端板3の先端よりもZ軸方向について撮像空間40側に位置し、端板3の先端がZ軸方向について撮像空間40側に変位するのを抑制している。支持部材5は、コイルボビン2と同様に非磁性金属(例えば、SUS304やアルミニウム合金)により構成されている。
下側の超電導磁石20のコイルボビン2は、上側の超電導磁石10のコイルボビン2と赤道面(対称面)を挟んで対称な構造を有している。
つぎに、コイルボビン2の外側の構造について説明する。液体ヘリウム容器7は、図1のように、端板25の内周側端部と、端板32の外周側端部に固定され、コイルボビン2の周囲に液体へリウムを充填する空間を形成する。液体ヘリウム容器7および端板25,32の外側は、シールド板8で覆われている。シールド板8の外側には、真空容器9が設置されている。
上下の超電導磁石10、20を連結する連結部30は、上側の超電導磁石10のコイルボビン2と、下側の超電導磁石20のコイルボビン2とを連結する連結柱6を備えている。連結柱6は、上側の超電導磁石10の主コイル1およびシールドコイル4と、下側の超電導磁石20の主コイル1およびシールドコイル4との間に働く、引き合う電磁力に抗して支えている。連結柱6の周囲は、液体ヘリウム容器7と、シールド板8と、真空容器9で覆われている。これらは、上下の超電導磁石]れぞれ連結されている。
このような構造の超電導磁石装置では、支持部材5を配置してないコイルボビン2の場合、図3のように、主コイルボビン21の端板3の開放されている外周部が、赤道面(撮像空間40)側に変位する。具体的には、端板3の外周部がZ軸方向に引っ張られて変位するとともに、端板3が径方向について、皿ばね形状になるとともに湾曲して変形する。
湾曲の方向は、赤道面(撮像領域40)に対して凹である。
この変形に伴い、主コイル1は、端板3の形状に倣って、外周側の端部がZ軸方向に変位すると共に、径方向に湾曲して変形する。この変形により、コイルには変位と歪が生じ、コイルを構成する含浸樹脂が割れたり、導体が動いて摩擦発熱が発生しコイルクエンチを発生させてしまう。
これに対し、本発明では、図2のように支持部材5が、端板3の開放側(外周側)の端部を、Z方向について支持しているため、超電導状態において上下の超電導磁石10、20の主コイル1に互いに引き合う電磁力が発生しても、支持部材5が、図4のように、端板3の先端部のZ軸方向への変位を抑制する。これにより、端板3は、径方向の幅の中央部が撮像空間40に向かって凸に湾曲するが、先端部は、支持部材5によって変位が抑制されるため、端板3全体の変位の大きさは、図3の場合と比較して小さい。主コイル1は、端板3の湾曲に倣って変形するが、単純な湾曲による変位が主体となるため、歪が抑制される。主コイル1に発生する歪(応力)は、ボビン形状及び端板厚さ等により変化するが、一例としては、ボビン形状が同じで端板厚さが同じであるとすると、支持部材5がある場合は、支持部材5がない場合よりも主コイル1に加わる電磁力による応力を30〜40%低減できる。
このように、本実施形態では、支持部材5を配置したことにより、主コイル1に加わる電磁力による主コイルボビン21の端板3の変形を抑制することにより、主コイル1に加わる応力を低減できるため、主コイル1の変形に起因するクエンチを防止することができる。
なお、支持部材5が端板3を支持する部分は、接触しただけの状態であっても、溶接やねじ止めにより固定されていてもよい。
また、支持部材5と端板3との間には、主コイル1に電流が流れていない状態で、所定の高さの間隙が生じるように設計することも可能である。この場合、主コイル1に電流が流れ、磁場が発生すると、端板3が支持部材5に接触するまで変形が生じるのを許容することができる。
なお、第1の実施形態では、主コイル1およびシールドコイル4が、液体ヘリウム温度で超電導状態となる材料の場合について説明したが、これらが高温超電導体によって構成される場合には、液体ヘリウム容器7およびシールド板8は不要となる場合がある。
また、主コイル1及びシールドコイル4は、複数のコイルから構成することも可能である。
(第2の実施形態)
第2の実施形態の開放型超電導磁石装置について図5を用いて説明する。
第2の実施形態では、支持部材5は、環状の端板3の周方向に沿って配置された複数の部材である。この場合、支持部材5の複数の部材は、相互に間隔をあけて配置することが可能である。
具体的には、図5の構成では、環状の支持部材5は、周方向に複数の部材に分割されている。分割された複数の支持部材5は、周方向に所定の間隔をあけて配置されている。このように分割構造とすることにより、主コイル1の超電導線の給電用の端部を、コイルボビン2から容易に引き出すことができる。また、支持部材5のコイルボビン2へ取り付けが容易になる。
また、図5では、支持部材5は、環状の支持部材5を分割した形状のものを示したが、支持部材5の内周および外周の形状は、必ずしも円弧状である必要はなく、直線状であってもよい。直線状の支持部材を用いることにより、円弧状の支持部材よりも、製造コストを低減することが可能となる。
第2の実施形態において、支持部材5以外の構造は、第1の実施形態と同様であるので、支持部材5以外の構造については説明を省略する。
(第3の実施形態)
第3の実施形態の開放型超電導磁石装置について、図6を用いて説明する。
図6の超電導磁石装置は、コイルボビン2の主コイルボビン21の構造が、2段構造になっている点で第1の実施形態とは異なっている。
すなわち、図2の筒状部26の撮像空間40側の端部には、図6のように筒状部26と同構造の第2の筒状部66が、端板3を挟んで連結されている。第2の筒状部66の撮像空間40側端部には、環状の第2の端板63の内周部が固定されている。第2の筒状部には、第2の主コイル1bが巻回されている。支持部材5は、端板3を支持し、第2の端板63を支持していない。
具体的には、図6の構造では、主コイルボビン21の端板3よりも撮像空間40側に、第2の筒状部66と、第2の端板63が配置されている。第2の筒状部66は、筒状部26と同構造であり、筒状部26の撮像空間40側の端部に連結されている。第2の端板63は、内周部が第2の筒状部66の撮像空間40側の端部に固定され、外周部は開放されている。第2の端板63は、端板3同様に、第2の筒状部66によって片持ち支持された構造である。
このように、主コイルボビン21内の空間は、Z軸方向(上下方向)に2段重ねになっている。主コイル1は、上側の空間に上主コイル1aが、下側の空間に下主コイル(第2の主コイル)1bがそれぞれ巻回されている。
このような構造では、上主コイル1aと下主コイル1bには、第1の実施形態の主コイル1と同様に、同じコイルボビン2に支持されるシールドコイル4に対する反発力と、撮像空間40を挟んで対向配置されるコイルボビン2の主コイル1への吸引力が働くとともに、上主コイル1aと下主コイル1bとが互いに吸引しあう電磁力も働く。これらの力が合算されることにより、上主コイル1aには、赤道面(撮像空間40)側に引っ張る力が加わるが、下主コイル1bには、赤道面(撮像空間40)とは逆側(上主コイル1a側)へ引っ張る力が加わる。
このため、図6の構造では、下主コイル1bを支持する第2の端板63を赤道面(撮像空間)側に変位させる力は生じないが、上主コイル1aを支持する端板3は、赤道面(撮像空間40)側に引っ張られて変位する。そこで、図6の構造では、支持部材5が端板3をZ方向を支持するように配置し、第2の端板63には支持部材5は配置されていない構造である。
このように、第3の実施形態では、主コイル1を2段重ねにした構造の場合であっても、端板3の変位を支持部材5で抑制することにより、主コイル1の変形を抑制し、クエンチを防止することができる。
なお、図6の構造では、支持部材5は、第2の実施形態と同様に周方向に分割された形状としているが、第1の実施形態のように円環状の支持部材5を用いることも可能である。
他の構造は、第1の実施形態と同様であるので説明を省略する。
(第4の実施形態)
第4の実施形態として、支持部材5をコイルボビン2に対してボルト70で固定した構造を図7に示す。
支持部材5には、ボルト70を貫通させる貫通孔が設けられ、コイルボビン2の逆側端板27またはシールドコイルボビン22の端板31には、ねじ穴が設けられている。ボルト70は、支持部材5の貫通孔に挿入され、コイルボビン2の逆側端板27またはシールドコイルボビン22の端板31に設けられたねじ穴に螺合している。これにより、支持部材5をコイルボビン2に強固に固定している。
支持部材5は、第1の実施形態のようにコイルボビン2に対して溶接で固定してもよいが、図7のように、ボルト70を使用して固定することにより、支持部材5の固定を溶接で行う場合と比較して容易に行うことができる。また、支持部材5とコイルボビン2の間にシム板を入れることにより、支持部材5の高さ調整を容易に行うことが可能になる。さらに、ボルト70で支持部材5を固定する構造とすることにより、支持部材5を金属ではなく、FRP(線維強化プラスチック:Fiber Reinforced Plastics)によって構成することも可能になる。
また、コイルボビン2の逆側端板27に貫通孔を設け、支持部材5の上面にねじ穴を設け、逆側端板27の上面(撮像空間40の逆側の面)からボルト70を挿入し、支持部材5に螺合させる構造にすることも可能である。
支持部材5の形状は、図7のように分割された形状に限られるものではなく、第1の実施形態の図2の環状の支持部材5や、第3の実施形態の上下2段に分割された主コイルボビン21の支持部材5を、本実施形態のようにボルトで固定することももちろん可能である。
(第5の実施形態)
第5の実施形態として、第1〜第4の実施形態の超電導磁石装置を用いたMRI装置について図8を用いて説明する。
このMRI装置100は、超電導磁石装置110と、超電導磁石装置110の形成する静磁場空間(撮像空間)40に被検体を挿入するベッド120と、静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、静磁場空間に高周波電磁場を照射する高周波磁場発生部と、被検体が発生した核磁気共鳴信号を受信する受信部と、核磁気共鳴信号から被検体の画像を再構成する信号処理部とを有する。
超電導磁石装置110の真空容器9の撮像空間40との対向面には、凹部111が形成され、この凹部111内に、傾斜磁場コイルおよび高周波照射コイル等が設置されている。
ベッド120は、被検体を搭載して撮像空間40内に挿入する。制御装置130内には、傾斜磁場コイルに駆動電流および高周波照射コイルに駆動信号を出力する駆動回路、被検体に装着された受信コイルが受信したNMR信号を検出する検出回路、検出したNMR信号から画像を再構成する信号処理部等が配置されている。制御装置130は、操作者の指示したパルスシーケンスに従って、所定のタイミングで被検体に傾斜磁場を印加するとともに、高周波電磁場を照射する。信号処理部は、被検体から発生したNMR信号を受信コイルにより受信し、このNMR信号から画像を再構成し、表示装置に表示等する。
本実施形態のMRI装置は、被検体に閉塞感を与えにくい開放型であり、しかも、超電導磁石のクエンチを生じにくいため、長期間にわたり安定して被検体を撮像することができる。
1 主コイル、2 コイルボビン、3 端板、4 シールドコイル、5 支持部材、6 連結柱、7 液体ヘリウム容器、8 シールド板、9 真空容器、10 上側の超電導磁石、20 下側の超電導磁石、21 主コイルボビン、22 シールドコイルボビン、23 筐体部、24 内筒、25 端板、26 筒状部、26-1 筒状部の内周板、27逆側端板、28 環状の内筒、29 環状の外筒、30 連結部、31 端板、32 逆側端板、40 撮像空間、63 中央端板、70 ボルト、100 MRI装置、110 超電導磁石装置、111 凹部、120 ベッド、130 制御装置

Claims (8)

  1. 静磁場を形成すべき空間を挟んで対向配置された一対の超電導磁石と、前記一対の超電導磁石を連結する連結部とを有する超電導磁石装置であって、
    前記一対の超電導磁石はそれぞれ、主コイルと、前記主コイルの漏えい磁場を抑制するためのシールドコイルと、コイルボビンとを備えて構成され、
    前記コイルボビンは、前記主コイルが巻回された筒状部と、前記筒状部の空間側の端部に内周部が固定された環状の端板と、前記環状の端板の外周部が前記空間側に変位するのを抑制する支持部材とを有することを特徴とする超電導磁石装置。
  2. 請求項1に記載の超電導磁石装置において、前記コイルボビンは、前記筒状部の空間の逆側に配置された環状の逆側端板をさらに有し、
    前記支持部材は、断面がL字型の部材であり、一端が前記逆側端板に固定され、他端が前記環状の端板の外周部を支持することを特徴とする超電導磁石装置。
  3. 請求項2に記載の超電導磁石装置において、前記支持部材は、前記環状の端板に沿った、環状の部材であることを特徴とする超電導磁石装置。
  4. 請求項2に記載の超電導磁石装置において、前記支持部材は、前記環状の端板の周方向に沿って配置された複数の部材であることを特徴とする超電導磁石装置。
  5. 請求項4に記載の超電導磁石装置において、前記支持部材の前記複数の部材は、相互に間隔をあけて配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
  6. 請求項1に記載の超電導磁石装置において、前記筒状部の前記空間側の端部には、前記筒状部と同形状の第2の筒状部が前記環状の端板を挟んで連結され、前記第2の筒状部の前記空間側の端部には、環状の第2の端板の内周部が固定され、
    前記第2の筒状部には、第2の主コイルが巻回され、
    前記支持部材は、前記環状の端板を支持し、前記環状の第2の端板を支持していないことを特徴とする超電導磁石装置。
  7. 請求項2に記載の超電導磁石装置において、前記支持部材は、前記逆側端板にボルトで固定されていることを特徴とする超電導磁石装置。
  8. 超電導磁石装置と、前記超電導磁石装置の形成する静磁場空間に被検体を挿入するベッドと、前記静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記静磁場空間に高周波磁場を照射する高周波磁場発生部と、前記被検体が発生した核磁気共鳴信号を受信する受信部と、前記核磁気共鳴信号から前記被検体の画像を再構成する信号処理部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記超電導磁石装置は、請求項1乃至7のいずれか一項に記載の超電導磁石装置であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9864022B2 (en) * 2012-09-27 2018-01-09 Hitachi, Ltd. Superconducting magnet device and magnetic resonance imaging device
JP6619417B2 (ja) * 2015-02-27 2019-12-11 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
CN109243753B (zh) * 2018-10-23 2021-01-12 上海联影医疗科技股份有限公司 超导磁体及其线圈的固定结构
JP6599079B1 (ja) * 2019-05-20 2019-10-30 三菱電機株式会社 超電導コイルおよびその製造方法
CN110780245B (zh) * 2019-11-29 2021-04-27 中国科学院电工研究所 用于平面超导磁共振系统的屏蔽梯度线圈设计方法及其梯度线圈
CN114724796A (zh) * 2022-06-09 2022-07-08 山东奥新医疗科技有限公司 一种新型结构的磁共振超导磁体

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2309305B (en) 1996-01-19 2000-05-31 Oxford Magnet Tech Improvements in or relating to MRI magnets
JP2006324411A (ja) 2005-05-18 2006-11-30 Mitsubishi Electric Corp 磁気共鳴イメージング装置の超電導電磁石調整方法
JP4705528B2 (ja) 2006-01-05 2011-06-22 株式会社日立製作所 超伝導磁石装置および磁気共鳴イメージング装置
US7498814B1 (en) * 2007-10-31 2009-03-03 General Electric Company Magnet assembly for magnetic resonance imaging system
JP2010200794A (ja) * 2009-02-27 2010-09-16 Hitachi Ltd 磁気共鳴イメージング装置
JP2010233736A (ja) * 2009-03-30 2010-10-21 Hitachi Ltd 電磁石装置及び磁気共鳴イメージング装置
JP5534713B2 (ja) * 2009-05-20 2014-07-02 三菱電機株式会社 超電導マグネット
JP5276542B2 (ja) * 2009-07-29 2013-08-28 株式会社日立製作所 超電導回路、超電導接続部の作製方法、超電導マグネット、及び、超電導マグネットの製造方法
US9864022B2 (en) * 2012-09-27 2018-01-09 Hitachi, Ltd. Superconducting magnet device and magnetic resonance imaging device

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