JPH0219430B2 - - Google Patents
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- JPH0219430B2 JPH0219430B2 JP59238233A JP23823384A JPH0219430B2 JP H0219430 B2 JPH0219430 B2 JP H0219430B2 JP 59238233 A JP59238233 A JP 59238233A JP 23823384 A JP23823384 A JP 23823384A JP H0219430 B2 JPH0219430 B2 JP H0219430B2
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
この発明は磁石装置、特に核磁気共鳴
(NMR)撮像での使用に適した磁石装置に関す
る。
近年NMR撮像の技術が開発されて、人体の各
部の撮像が可能になつてきている。強い磁界中に
おいて人体内のある種の原子は(歳差運動によ
り)特定の周波数で共鳴するが、NMRはこのよ
うな性質を利用するものである。人体を横切るよ
うに直交磁界の勾配を与えると、空間的判別を行
なうことができる。NMR装置の一例が米国特許
第4021726号に記載されている。
こうしたNMR撮像技術を実行するためには、
磁石の孔によつて形成される作用空間内に、強度
の大きい一様な磁界を供給する必要がある。孔内
の磁界(以下孔内磁界という)の代表的な磁界強
度は2.0Tである。従来の磁石装置でこのような
磁界を発生する場合に、孔内磁界と同時に大きな
外部磁界も発生して悪影響を及ぼすという問題が
ある。したがつて磁石装置を遮へいして、このよ
うな外部磁界を制限することが望ましい。
通常、磁石装置の一部をなす鉄シールドを用い
て外部磁界を抑制するか、磁石装置を収容する部
屋の壁に鉄板を施こし外部磁界をこの部屋の中に
とじこめたりしている。
鉄シールドは高価で邪魔になる。例えば5mの
半径の領域外での外部磁界を5.0G以下にしよう
とすると、1.5KGの孔内磁界を発生する磁石装置
に対して3トンの鉄を必要とするし、20KGの孔
内磁界発生用の磁石装置をシールドするには、40
トンもの鉄が必要である。このように多量の鉄を
使用すると高価になるばかりでなく、鉄シールド
を磁石装置へ近づければ、それだけ孔内磁界が歪
んでしまう。このことは精密に制御された一様な
孔内磁界を基本とするNMR撮像用磁石装置では
特に望ましくない。
磁石を遮へいする別の方法として、例えば米国
特許第3671902号に記載されているように、磁石
の周りにコイルを並置するものがある。しかしこ
の場合には、磁石をシールドするのに用いられる
コイルが小さな局部磁界を発生するので、特定半
径での磁界を決めてから適切な遮へい磁界を与え
るコイルを設計するのに複雑な計算が必要とな
る。しかもこの従来装置は、この発明が関係する
ような磁界強度とは異なり、比較的小さな強度の
孔内磁界を発生する磁石を遮へいするよう設計さ
れたものである。また特にNMR撮像用には孔内
磁界の強さを変化させなければならないが、従来
装置はこのような点を解決していない。孔内磁界
を変えれば外部磁界も変化するから、各種シール
ドコイルに複雑な修正を加える必要が生ずる。例
えばシールドコイルを流れる励磁電流を変えるだ
けではなく、コイルの巻数とか磁石に対するコイ
ル位置をも変化させなければならない。
米国特許第3333162号にも小規模遮へい装置が
開示されている。この装置も前述した問題の解決
には役立たない。その理由として、まず第1に
NMR装置では孔内の主磁界ベクトルが回転する
から、このコイル装置をNMR装置に用いること
は到底できず、したがつてそのまま用いることは
勿論、大規模化しても役立たない。第2に取り扱
う磁界が、NMR用には小さすぎる。最大コイル
の孔内磁界でもそのZ軸成分は約460ガウス程度
で20〜30cmの離間点での周縁磁界は地磁界以下で
あると推定される。この発明の目的は、磁石装置
の表面に極めて近い周縁磁界が、地気磁界の強さ
程度に低減されると共に、患者の出入りのために
両者が開口した磁石装置を提供するにある。
この発明は、第1磁界を発生する第1超電導コ
イルアセンブリA,A′〜C,C′と、第2磁界を
発生する第2超電導コイルアセンブリD―Fを備
えている磁石装置1において、第1磁界を発生す
る第1超電導コイルアセンブリA,A′〜C,
C′は各コイルが機能的に不可分に電気的に直列に
接続して形成されており、また、第2磁界を発生
する第2超電導コイルアセンブリD―Fは各コイ
ルが機能的に不可分に電気的に直列に接続して形
成されており、前記第2超電導コイルアセンブリ
は、前記第1超電導コイルアセンブリの外側に、
該第1超電導コイルアセンブリと磁極の配置を逆
にして配置されており、また、前記第1超電導コ
イルアセンブリ及び第2超電導コイルアセンブリ
は、そのコイルの軸を一致して配置されており、
使用時に発生する前記第1磁界及び第2磁界は、
前記第1超電導コイルアセンブリの孔内作用空間
3内に、合成均一磁界を発生するものであつて、
各アセンブリの発生するの磁界の零次磁界成分
は、前記均一磁界の大きさに実質的に寄与するも
のであり、また、各アセンブリの発生する磁界の
対応する高次磁界成分はほぼ同一の大きさを有し
て前記均一磁界の達成に寄与するものであり、前
記第2磁界は、前記磁石装置1の外側に第1磁界
に対向して形成されることを特徴とする磁石装置
を提供するものである。
この発明は、外部シールドを付加する必要がな
く、かつ作用空間内に有用な(すなわち大きな強
度の)一様な磁界を発生できる自蔵型磁石装置を
提供する。先に述べたように、従来コイルを用い
たシールドが提案されたが、これらのコイルは小
さな外部磁界を発生してしまう。しかるにこの発
明では、第2超電導コイルアセンブリが遮へい磁
界を与えるばかりでなく、作用空間内の合成磁界
に大きく寄与する。両コイルアセンブリの高次磁
界項が零となるように平衡するので、磁界の一様
性が得られる。原理的には、両コイルアセンブリ
が一様な磁界を与えて、これらコイルアセンブリ
を重合せたときに結果が一様になるように、第
1、第2コイルアセンブリを別個にバランスさせ
ることができる。そして作用空間内の合成磁界
は、両コイルアセンブリによる発生磁界間の零次
項の差にもとづいて発生する。このため孔内磁界
の一様性の制御をかなり向上させることができ
る。
2個超電導コイルアセンブリが電気的に直列に
接続されている点が、この発明の一態様における
さらに重要な利点である。このために、第1超電
導コイルアセンブリに流れる電流を変えて孔内磁
界の強さを変化させると、第2磁界も充分な量だ
け自動的に変化するので、同程度のシールドを行
うことができる。換言すれば遮へい系は直線性を
有する。
NMR撮像に必要な磁界強度および高精度磁界
を与えるために、超電導コイルアセンブリを用い
る。コイルの超電導状態を得るには、従来の低温
または冷凍技術を用いて4.2K程度の極低温まで
コイルを冷却する。そしてコイルを継続動作状態
にして、雑音磁界を防ぐようにするとよい。
この発明による磁石装置全体の大きさは、冷却
装置を含めても従来の非遮へい磁石を装置を若干
上回るにすぎない。
この発明の自蔵型磁石装置は、据付け費用を低
減できる利点を有する。
さらに第2超電導コイルアセンブリを用いると
遮へい作用を高精度で行うことができ、作用空間
内の磁界の一様性を低下させることがない。また
遮へい磁界は、実際上作用空間内の磁界の制御に
寄与する。さらに従来の鉄板シールドを用いたも
のに比し、シールド効果を向上できる。
通常第2超電導コイルアセンブリに流れる電流
の方向は、第1超電導コイルアセンブリでの電流
の方向と反対である。
この発明において磁石装置の最も簡単な構成で
は、第1、第2コイルアセンブリはそれぞれ単一
コイルからなり、2個のコイルが電気的に直列に
接続される。
好ましくは第1、第2コイルアセンブリの一方
または両方が、コイルの軸線に垂直な磁石装置中
央面に対して、対称的に配置された複数個の同軸
コイルを含むことである。
2個の超電導コイルアセンブリを使用すると、
使用時にかなりの応力が発生するという問題を伴
う。しかしながら、コイル巻線内の磁界の値が全
体として非遮へい磁石の値となるように、第2超
電導コイルアセンブリを配置することによつて、
上記応力を相当程度低減できる。そして作用空間
内に正味の磁界を与えるのに必要な電流増加分の
みが、巻線内の作用力を増加させる。
第1、第2コイルアセンブリが両方とも複数個
のコイルを含む場合、典型的には、2本の軸線を
一致させると共に2個の中央面も一致させる。こ
れにより作用空間(磁石装置の孔)内の合成磁界
をきわめて簡単に一様化できる。さらに第2超電
導コイルアセンブリのコイルの内側半径を、第1
超電導コイルアセンブリのコイルの外側半径より
も大きくする。特に同軸コイルを用いた場合の利
点として、第1コイルアセンブリ(磁石)と第2
コイルアセンブリ(シールド)との間のバランス
をとることができるので、磁石アセンブリとシー
ルドアセンブリとを別個に考えた場合には、一様
な磁界が得られず両者を一緒に働らかせたときの
み、一様化が達成されるといつた点をあげること
ができる。
1実施例の場合、第1、第2超電導コイルアセ
ンブリはそれぞれ6個の超電導コイルを含み、第
1超電導コイルアセンブリを構成するコイルが、
第2超電導コイルアセンブリを構成するコイルの
半径方向内側に設けられ、コイル全体が同軸的に
配置されると共に、コイルの軸線に垂直な共通中
央面に対して対称的に配置される。
上述の磁石装置により得られる特に軸方向での
シールド作用は、通常の実際上の目的に対して充
分である。しかしながらある場合には、少なくと
も第1超電導コイルアセンブリの周りに設けた磁
性材のシールドをさらに付加するとよい。すなわ
ちこの付加シールドは、半径方向周縁磁界を一層
低減する。この付加シールドは例えば第2超電導
コイルアセンブリの周囲、好ましくは第1、第2
コイルアセンブリの間に配設する。またこの付加
シールドを第2超電導コイルアセンブリのコイル
に隣接させるとよい。このような配置は、第2超
電導コイルアセンブリを支持する巻枠を上記付加
シールドとして用いることにより、きわめて簡単
に実現できる。
付加シールドを鉄製にすれば、第2コイルアセ
ンブリ中の高価な超電導体の量を低減できる。
1.5Tの孔内磁界に対し、6000Kgの鉄量ですむか
ら低減効果は顕著である。
必要に応じて作用空間の両端に隣接配置したさ
らに他の付加コイルアセンブリを設ければ、シー
ルド作用をさらに向上できる。これらの付加コイ
ルアセンブリは、第1、第2超電導コイルアセン
ブリが付加コイル位置で発生する合成磁界と対抗
して打消すように設けられる。そしてこれら付加
コイルアセンブリが発生する必要磁界は比較的小
さいので、通常抵抗性コイルのものを用いる。こ
のため大きな低温槽を用いなくても、コイルの直
径を大きくできる。しかし付加コイルアセンブリ
を超電導性のものとしてもよく、その場合第1、
第2超電導コイルアセンブリと電気的に直列に接
続する。
以下実施例を用いて、この発明による磁石装置
と、この磁石装置を組込んだNMR装置につき詳
細に説明する。
第1図は磁石装置1の一部切欠分解図を示す。
磁石装置1は、軸線4を有する孔3からなる磁石
作用空間を形成する円筒状巻型2を備え、この巻
型2はガラス繊維エポキシ合成材からなつてい
る。巻型2の半径方向外側には、軸線4と同軸の
アルミニウム製円筒状巻枠5が配置されている。
軸線4に垂直な装置中央面6に対して、それぞれ
対称に配置された3組のコイル対AA′,BB′およ
びCC′(合計6組)を巻枠5に設ける(第2図)。
典型的には、コイル対の各コイルA,A′〜C,
C′は型合金超電導体の細いより線と、通常の良
導電体母材と、付勢電圧および障害電圧を絶縁す
る電気絶縁面とで構成され、超電導体より線は母
材中に整然としたアレイ状に埋設される。各コイ
ルの位置および巻数については後で述べる。コイ
ル対の各コイルA,A′〜C,C′は、一方が他方
の半径方向内側に位置するよう分離して巻回され
ている。これらのコイルをワツクス組成材中に埋
設してからクランプリング(図示せず)で取巻
く。そして各コイル対を巻枠5の各環状リブ対
5A,5B等の間に配設する。コイルのわずかな移
動によつて微量の熱が発生し、超電導状態の破壊
(クエンチングとして知られている)に到るので、
使用中のコイル巻線の移動は問題であり、これを
防ぐためにワツクス組成材とリブとを設けている
のである。コイル対AA′〜CC′の間隔は小さいか
ら、隣接コイル間で軸方向に作用し、約200000Kg
にも及ぶ大きな力に見合うように巻枠5を構成し
なければならない。さらに、巻枠5をできるだけ
軽くして磁石装置の全重量を低減し、できるだけ
真円筒状にする必要がある。
巻枠5に対し半径方向外側に第2のアルミニウ
ム製巻枠7を取付ける。この巻枠7には、後述の
ように磁石装置の中央面6に対して対称的に配置
された6個のシールドコイルD〜F(第2図)が
設けられている。これらのコイルD〜Fは巻枠7
の各リブ対7F,7Eの間にコイルA,A′〜C,
C′と同様な方法で取付けられる。この場合も、ク
ランプリング(図示せず)とワツクスを用いてコ
イル巻線の移動を抑えている。2組のコイル内を
反対方向に流れる電流が極めて大きな力を半径方
向に生じさせるから、クランプリングを設けるこ
とは特に重要である。
コイルA〜Fの巻線を超電導状態に置くために
は、これらの巻線を約4.2Kまで冷却する必要が
ある。この温度はヘリウムの沸点であるから、2
個の巻枠5,7を、外側円筒壁8と、中央円筒部
材9およびこれよりも半径方向外側の1対の円筒
部材10(第1図では片方のみが見える)を有す
る内側壁とで定められるヘリウム容器内に置く。
円筒部材9,10は環状ウエブ部材11で接続し
て一体化する。そして1対のリング部材12を用
いてヘリウム容器を塞ぐ。壁8、円筒部材9,1
0,11およびリング部材12はすべてステンレ
ス鋼でできている。タレツト14内に設けた注入
口13を介して、ヘリウム容器へ液体ヘリウムを
供給する。
ヘリウム容器に対し半径方向外側および内側
に、これと同軸にアルミニウム製の円筒状放射シ
ールド15,15′が取付けられ、該シールド1
5,15′とヘリウム容器との間に排気空間16
を形成する。シールド15,15′はタレツト1
4内に設けた熱交換器(図示せず)の媒介作用に
よりヘリウムと接触して冷却される。この熱交換
器は放射シールド15,15′から熱を抽出し、
その熱をヘリウム容器内で気化している冷いヘリ
ウムガスへ伝える。
またシールド15,15′に対して半径方向外
側および内側に、これらと同軸にアルミニウム製
の放射シールド17,17′が取付けられて排気
空間18を形成する。使用時シールド17,1
7′に巻かれてタレツト14の盲口部19に接続
された冷却管(図示せず)へ液体窒素が供給され
る。最後にシールド17に対して同軸にステンレ
ス鋼製の円筒状外側ケース20が取付けられて真
空空間21を形成する。アルミニウム製端板22
〜24で空間16,17,21の端部を塞ぎ、一
方1対のエンドリング25を内側シールド17′
に装着する。第1図には、一方の端板およびエン
ドリングのみしか図示されていない。
熱負荷(損失)を少なくするため、各シールド
を対応する取付板に装着されたガラス棒(図示せ
ず)によつて支持する。これらの棒を3次元支柱
アレイとして配設すれば、0.04ワツト以下の熱洩
れで4000Kgの磁石を支持できる。
使用時ヘリウム容器には4.2Kの液体ヘリウム
が充填される。液体ヘリウムが気化すると、生成
されたガスがタレツト14内の熱交換器へ流入
し、シールド15,15′を約40〓まで冷却す
る。液体ヘリウムの気化によりヘリウム容器壁は
42〓に保たれる。冷却管(図示せず)中の液体窒
素はシールド17,17′の温度を約77Kに保つ。
この液体窒素の外被と空間16,18,21内の真空と
が、ヘリウム容器の温度を4.2Kに保持するのに
役立つている。
空間16,18,21はタレツト14内の弁
(図示せず)を介して大気に接続しているので、
これらの空間を排気できる。
コイルA〜Fの配置を理解するには、円筒表面
上に配設された1組の円形共面コイルの中心にお
ける磁界を考えるとよい。コイルを流れる各電流
値に対し、上記磁界は半径に比例する。円筒孔内
磁界(孔内磁界)をBp、磁石装置の外部点での
磁界(以下外部点磁界という)をBfとすると、
内側コイルA,A′〜C,C′により構成される磁
石(M)およびコイルD〜Fにより構成される対
抗磁石(A)に関して、
Bp M/Bf M=R1
Bp A/Bf A=R2
が得られる。
所定外部点での外部磁界を完全に打ち消すため
には、Bf A=−Bf Mでなければならない。
またコイルの両アレイによる合成有効孔内磁界
は、
Bp M+(−Bp A)=Bp M(1−R2/R1)
となる。
よつて一定の孔内磁界を得るのに、完全遮へい
系は非遮へい磁石装置よりも大きな電流を必要と
する。この電流増加の影響により、コイル巻線中
で導体に作用する力も増大するので、先に述べた
ような対策が必要となるのである。
コイルA〜Fの半径方向および軸方向位置は、
孔3内の磁界が選択値になると共に、孔全域に亘
つてほぼ一様になるように選ばれる。さらにコイ
ルの大きさと位置を選択して、磁石装置の外部の
磁界強度が特定値を超えないようにする。各コイ
ルA〜Fの位置は4個の寸法によつて決められ
る。これらの寸法は第2図に示すように(但しコ
イルCに注目して示す)、内側半径a1、外側半径
a2、コイルが中央面6から軸4に並行に離間する
最短距離b1およびコイルが中央面6から軸4に並
行に離間する最長距離b2である。第2図からわか
るようにコイルA〜Fかすべて長方形横断面を有
する。
下の表1はコイルの直径が異なると、孔内磁界
と周縁磁界とがどのように変化するかを示す。各
ケースでコイルの半径はacmで、1432664アンペ
アターンを有するものとする。孔内磁界をBpと
し、コイルの中央面内で半径400cmにおける周縁
磁界をBrで示し、コイルの軸に沿いコイルの中
心から400cm離れた所での周縁磁界をBZで表わ
す。周縁磁界はそのZ成分すなわちコイルの軸に
並行な成分をもつて表わしてある。
The present invention relates to magnet devices, particularly magnet devices suitable for use in nuclear magnetic resonance (NMR) imaging. In recent years, NMR imaging technology has been developed, making it possible to image various parts of the human body. NMR takes advantage of the fact that certain atoms in the human body resonate at specific frequencies (due to precession) in strong magnetic fields. Spatial discrimination can be achieved by applying orthogonal magnetic field gradients across the human body. An example of an NMR device is described in US Pat. No. 4,021,726. To implement these NMR imaging techniques,
It is necessary to supply a strong and uniform magnetic field within the working space formed by the hole of the magnet. The typical magnetic field strength of the magnetic field inside the hole (hereinafter referred to as the inside-hole magnetic field) is 2.0T. When such a magnetic field is generated using a conventional magnet device, there is a problem in that a large external magnetic field is also generated at the same time as the in-hole magnetic field, which has an adverse effect. It is therefore desirable to shield the magnet arrangement to limit such external magnetic fields. Typically, an iron shield that is part of the magnet system is used to suppress the external magnetic field, or iron plates are placed on the walls of the room that houses the magnet system to confine the external magnetic field to the room. Iron shields are expensive and get in the way. For example, if we try to reduce the external magnetic field outside the 5m radius to 5.0G or less, a magnet device that generates a 1.5KG in-hole magnetic field will require 3 tons of iron, and a 20KG in-hole magnetic field will be generated. To shield the magnet device for 40
Tons of iron are required. Not only is the use of such a large amount of iron expensive, but the closer the iron shield is to the magnet system, the more the in-hole magnetic field is distorted. This is particularly undesirable in NMR imaging magnet systems that are based on a precisely controlled, uniform in-hole magnetic field. Another method of shielding a magnet is to juxtapose a coil around the magnet, as described, for example, in US Pat. No. 3,671,902. However, in this case, the coil used to shield the magnet generates a small local magnetic field, and complex calculations are required to determine the magnetic field at a particular radius and then design a coil that provides the appropriate shielding field. becomes. Furthermore, this prior art device is designed to shield a magnet that generates an in-hole magnetic field of relatively low strength, unlike the magnetic field strength to which the present invention is concerned. In addition, especially for NMR imaging, it is necessary to change the strength of the in-hole magnetic field, but conventional devices do not solve this problem. Changing the in-hole magnetic field also changes the external magnetic field, making it necessary to make complex modifications to the various shield coils. For example, in addition to changing the excitation current flowing through the shield coil, it is also necessary to change the number of turns in the coil and the position of the coil relative to the magnet. U.S. Pat. No. 3,333,162 also discloses a small-scale shielding device. This device also does not help solve the problems mentioned above. The reason for this is, first of all,
Since the main magnetic field vector inside the hole rotates in an NMR device, it is absolutely impossible to use this coil device in an NMR device, and therefore it is useless to use it as is, or even if it is scaled up. The second magnetic field handled is too small for NMR. Even in the hole magnetic field of the largest coil, its Z-axis component is approximately 460 Gauss, and the peripheral magnetic field at a point 20 to 30 cm apart is estimated to be less than the earth's magnetic field. It is an object of the present invention to provide a magnet device in which the peripheral magnetic field very close to the surface of the magnet device is reduced to the strength of the earth's magnetic field, and in which both sides are open for patient access. The present invention provides a magnet device 1 comprising first superconducting coil assemblies A, A' to C, C' that generate a first magnetic field and second superconducting coil assemblies DF that generate a second magnetic field. 1. First superconducting coil assembly A, A′ to C, which generates a magnetic field.
C′ is formed by each coil being functionally inseparable and electrically connected in series, and the second superconducting coil assembly DF that generates the second magnetic field is formed by each coil being functionally inseparable and electrically connected in series. The second superconducting coil assembly is connected in series with the first superconducting coil assembly, and the second superconducting coil assembly includes:
The first superconducting coil assembly and the magnetic poles are arranged in reverse order, and the first superconducting coil assembly and the second superconducting coil assembly are arranged so that their coil axes coincide,
The first magnetic field and second magnetic field generated during use are:
generating a composite uniform magnetic field within the hole working space 3 of the first superconducting coil assembly,
The zero-order magnetic field component of the magnetic field generated by each assembly substantially contributes to the magnitude of the uniform magnetic field, and the corresponding higher-order magnetic field components of the magnetic field generated by each assembly have approximately the same magnitude. The second magnetic field is formed outside the magnet device 1 in opposition to the first magnetic field. It is something. The present invention provides a self-contained magnet arrangement that does not require the addition of external shielding and can generate a useful (i.e., high strength) uniform magnetic field within the working space. As mentioned above, conventional shields using coils have been proposed, but these coils generate a small external magnetic field. However, in the present invention, the second superconducting coil assembly not only provides a shielding magnetic field, but also significantly contributes to the composite magnetic field in the working space. Since the higher-order magnetic field terms of both coil assemblies are balanced to zero, uniformity of the magnetic field is obtained. In principle, the first and second coil assemblies could be balanced separately so that both coil assemblies provide a uniform magnetic field and the result is uniform when the coil assemblies are superimposed. . A composite magnetic field in the working space is generated based on the difference in zero-order terms between the magnetic fields generated by both coil assemblies. This allows for considerably improved control of the uniformity of the in-hole magnetic field. A further important advantage of one aspect of the invention is that the two superconducting coil assemblies are electrically connected in series. To this end, when the strength of the in-hole magnetic field is changed by changing the current flowing through the first superconducting coil assembly, the second magnetic field is automatically changed by a sufficient amount, so that the same degree of shielding can be achieved. . In other words, the shielding system has linearity. A superconducting coil assembly is used to provide the magnetic field strength and precision magnetic field required for NMR imaging. To achieve the superconducting state of the coil, conventional cryogenic or refrigeration techniques are used to cool the coil to cryogenic temperatures of around 4.2K. The coil may then be kept in continuous operation to prevent noise magnetic fields. The overall size of the magnet device according to the present invention, even including the cooling device, is only slightly larger than a conventional non-shielded magnet device. The self-contained magnet device of the present invention has the advantage of reducing installation costs. Furthermore, by using the second superconducting coil assembly, the shielding action can be performed with high precision without reducing the uniformity of the magnetic field within the working space. The shielding field also contributes in practice to the control of the magnetic field in the working space. Furthermore, the shielding effect can be improved compared to those using conventional iron plate shields. Typically, the direction of current flowing in the second superconducting coil assembly is opposite to the direction of current flowing in the first superconducting coil assembly. In the simplest configuration of the magnet device according to the present invention, the first and second coil assemblies each consist of a single coil, and the two coils are electrically connected in series. Preferably, one or both of the first and second coil assemblies includes a plurality of coaxial coils arranged symmetrically with respect to a center plane of the magnet device perpendicular to the axis of the coils. Using two superconducting coil assemblies,
The problem is that considerable stress is generated during use. However, by arranging the second superconducting coil assembly such that the value of the magnetic field within the coil windings is that of an unshielded magnet as a whole,
The above stress can be reduced to a considerable extent. Only the increase in current required to provide a net magnetic field in the working volume increases the working force in the winding. When the first and second coil assemblies both include a plurality of coils, typically the two axes are coincident and the two central planes are also coincident. This makes it possible to uniformize the resultant magnetic field within the working space (the hole of the magnet device) in a very simple manner. Furthermore, the inner radius of the coil of the second superconducting coil assembly is
be larger than the outer radius of the coil in the superconducting coil assembly. Particularly advantageous when using a coaxial coil is that the first coil assembly (magnet) and the second
Since it is possible to maintain a balance with the coil assembly (shield), if the magnet assembly and shield assembly are considered separately, a uniform magnetic field cannot be obtained, and only when they work together. , it is possible to point out that uniformity has been achieved. In one embodiment, the first and second superconducting coil assemblies each include six superconducting coils, and the coils constituting the first superconducting coil assembly are:
The superconducting coil assembly is provided radially inside the coils constituting the second superconducting coil assembly, and the entire coil is arranged coaxially and symmetrically with respect to a common central plane perpendicular to the axis of the coils. The shielding effect, especially in the axial direction, provided by the magnet arrangement described above is sufficient for normal practical purposes. However, in some cases it may be advantageous to further include a shield of magnetic material around at least the first superconducting coil assembly. This additional shielding thus further reduces the radial fringe field. This additional shielding may be provided, for example, around the second superconducting coil assembly, preferably between the first and the second superconducting coil assembly.
Arranged between coil assemblies. The additional shield may also be adjacent to the coils of the second superconducting coil assembly. Such an arrangement can be realized very easily by using the winding frame supporting the second superconducting coil assembly as the additional shield. Making the additional shield made of iron reduces the amount of expensive superconductor in the second coil assembly.
The reduction effect is remarkable because only 6000 kg of iron is required for the 1.5 T in-hole magnetic field. The shielding effect can be further improved by providing additional coil assemblies adjacent to each other at both ends of the working space, if necessary. These additional coil assemblies are arranged to oppose and cancel the combined magnetic field generated by the first and second superconducting coil assemblies at the additional coil positions. Since the required magnetic field generated by these additional coil assemblies is relatively small, resistive coils are usually used. Therefore, the diameter of the coil can be increased without using a large cryostat. However, the additional coil assembly may also be superconducting, in which case the first,
electrically connected in series with a second superconducting coil assembly; A magnet device according to the present invention and an NMR device incorporating this magnet device will be described in detail below using Examples. FIG. 1 shows a partially cutaway exploded view of the magnet device 1. FIG.
The magnet arrangement 1 comprises a cylindrical former 2 forming a magnet working space consisting of a hole 3 having an axis 4, said former 2 being made of a glass fiber epoxy composite. An aluminum cylindrical winding frame 5 coaxial with the axis 4 is disposed on the outside of the winding form 2 in the radial direction.
Three pairs of coils AA', BB' and CC' (six pairs in total) are provided on the winding frame 5, each arranged symmetrically with respect to the center plane 6 of the device perpendicular to the axis 4 (FIG. 2).
Typically, each coil A, A' to C of the coil pair,
C′ consists of thin strands of type alloy superconductor, a normal good conductor base material, and an electrically insulating surface that insulates the energizing voltage and fault voltage. Buried in an array. The position and number of turns of each coil will be described later. Each of the coils A, A' to C, and C' of the coil pair is wound separately so that one is located inside the other in the radial direction. These coils are embedded in a wax composition and then surrounded by clamp rings (not shown). Then, each coil pair is connected to each annular rib pair of the winding frame 5.
Place it between 5A, 5B, etc. The slight movement of the coil generates a small amount of heat, leading to the destruction of the superconducting state (known as quenching).
Movement of the coil windings during use is a problem, and the wax composition and ribs are provided to prevent this. Since the distance between the coil pairs AA' to CC' is small, the force acting between adjacent coils in the axial direction is approximately 200,000 kg.
The winding frame 5 must be configured to cope with the large force exerted on the winding. Furthermore, it is necessary to reduce the overall weight of the magnet device by making the winding frame 5 as light as possible, and to make it as perfectly cylindrical as possible. A second aluminum winding frame 7 is attached to the winding frame 5 on the outside in the radial direction. This winding frame 7 is provided with six shield coils D to F (FIG. 2) arranged symmetrically with respect to the central plane 6 of the magnet device, as will be described later. These coils D to F are connected to the winding frame 7.
Between each rib pair 7F, 7E, coils A, A' to C,
It is attached in the same way as C′. In this case as well, a clamp ring (not shown) and wax are used to suppress movement of the coil winding. The provision of a clamp ring is particularly important since the current flowing in opposite directions in the two sets of coils creates very large radial forces. In order to place the windings of coils A to F in a superconducting state, these windings must be cooled to about 4.2K. This temperature is the boiling point of helium, so 2
The winding frames 5, 7 are defined by an outer cylindrical wall 8 and an inner wall having a central cylindrical member 9 and a pair of cylindrical members 10 radially outward from this (only one visible in FIG. 1). Place it in a helium container.
The cylindrical members 9 and 10 are connected and integrated by an annular web member 11. Then, the helium container is closed using a pair of ring members 12. Wall 8, cylindrical member 9,1
0, 11 and ring member 12 are all made of stainless steel. Liquid helium is supplied to the helium container via an inlet 13 provided in the turret 14. Aluminum cylindrical radiation shields 15, 15' are installed radially outside and inside the helium container and coaxially therewith.
5, 15' and the helium container there is an exhaust space 16.
form. Shield 15, 15' is turret 1
It is cooled in contact with helium by the mediating action of a heat exchanger (not shown) provided in the chamber 4. This heat exchanger extracts heat from the radiation shield 15, 15';
The heat is transferred to the cold helium gas vaporizing inside the helium container. Further, radiation shields 17 and 17' made of aluminum are attached coaxially with the shields 15 and 15' on the outside and inside in the radial direction to form an exhaust space 18. Shield when in use 17,1
Liquid nitrogen is supplied to a cooling pipe (not shown) wound around 7' and connected to a blind opening 19 of the turret 14. Finally, a cylindrical outer case 20 made of stainless steel is attached coaxially to the shield 17 to form a vacuum space 21. Aluminum end plate 22
~ 24 close the ends of the spaces 16, 17, 21, while a pair of end rings 25 are connected to the inner shield 17'
Attach to. In FIG. 1, only one end plate and end ring are shown. To reduce heat loads (losses), each shield is supported by a glass rod (not shown) mounted on a corresponding mounting plate. Arranging these rods in a three-dimensional array of supports can support a 4000 kg magnet with less than 0.04 watts of heat leakage. During use, the helium container is filled with 4.2K liquid helium. As the liquid helium vaporizes, the gas produced flows into a heat exchanger within the turret 14 and cools the shields 15, 15' to about 40°. Due to the vaporization of liquid helium, the helium container wall
It is kept at 42〓. Liquid nitrogen in a cooling tube (not shown) maintains the temperature of the shields 17, 17' at approximately 77K.
This envelope of liquid nitrogen and the vacuum within spaces 16, 18, and 21 serve to maintain the temperature of the helium vessel at 4.2K. Since the spaces 16, 18, and 21 are connected to the atmosphere through valves (not shown) in the turret 14,
These spaces can be evacuated. To understand the arrangement of coils A-F, consider the magnetic field at the center of a set of circular coplanar coils disposed on a cylindrical surface. For each value of current flowing through the coil, the magnetic field is proportional to the radius. If the magnetic field inside the cylindrical hole (in-hole magnetic field) is B p and the magnetic field at an external point of the magnet device (hereinafter referred to as external point magnetic field) is B f ,
Regarding the magnet (M) composed of inner coils A, A' to C, and C' and the counter magnet (A) composed of coils D to F, B p M /B f M = R 1 B p A /B f A = R 2 is obtained. In order to completely cancel the external magnetic field at a given external point, B f A = -B f M must be satisfied. Further, the combined effective in-hole magnetic field due to both arrays of coils is B p M + (-B p A ) = B p M (1-R 2 /R 1 ). Thus, to obtain a constant borehole magnetic field, a fully shielded system requires a higher current than an unshielded magnet system. Due to the influence of this increase in current, the force acting on the conductor in the coil winding also increases, so the measures described above are required. The radial and axial positions of coils A to F are:
The magnetic field within the hole 3 is chosen to be at a selected value and approximately uniform over the entire hole. Additionally, the size and location of the coils are selected such that the magnetic field strength outside the magnet device does not exceed a certain value. The position of each coil A-F is determined by four dimensions. These dimensions are as shown in Figure 2 (focusing on coil C): inner radius a 1 , outer radius
a 2 , the shortest distance b 1 that the coil is spaced from the central plane 6 parallel to the axis 4 and b 2 the longest distance that the coil is spaced parallel to the axis 4 from the central plane 6 . As can be seen from FIG. 2, coils A to F all have rectangular cross sections. Table 1 below shows how the in-hole and fringe fields change for different coil diameters. In each case the radius of the coil is acm and it has 1432664 ampere turns. The in-hole magnetic field is represented by B p , the peripheral magnetic field at a radius of 400 cm in the central plane of the coil is represented by B r , and the peripheral magnetic field at a distance of 400 cm from the center of the coil along the axis of the coil is represented by B Z. The fringe field is represented by its Z component, ie, the component parallel to the axis of the coil.
【表】【table】
【表】
内側コイルとして例えば半径60cmのコイルを選
び、外側コイルとしては内側コイルと半径方向で
できるだけ接近しているが、相応の周縁磁界とな
るよう若干弱い強度のコイルを選ぶ。例えば、主
磁石の半径を60cmとすると、15000ガウスの孔内
磁界および40.1ガウスの平均周縁磁界を発生する
(表1)。半径80cmのシールドコイル自身が発生す
る孔内磁界は11250ガウスで、平均周縁磁界は
73.1ガウスである。そして、シールドコイルは主
コイルに対して極性が反対である。周縁磁界が打
消し合うように該周縁磁界を釣合わせるためには
シールドコイルのアンペアターンを40.1/73.1だ
け減少させて786560アンペアターンにする必要が
ある。しかしてシールドコイルが発生する孔内磁
界は6176ガウスで、平均周縁磁界は40.1ガウスで
ある。したがつて正味の孔内磁界は15000−6176
=8823ガウスとなり、正味の周縁磁界は零とな
る。
第1図の磁石装置と共に用いるのに適した一連
のコイルの寸法例を以下の表2に示す。[Table] For the inner coil, choose a coil with a radius of, for example, 60 cm, and for the outer coil, choose a coil that is as close as possible to the inner coil in the radial direction, but has a slightly weaker strength to create a corresponding peripheral magnetic field. For example, if the radius of the main magnet is 60 cm, it will generate an in-hole magnetic field of 15000 Gauss and an average peripheral magnetic field of 40.1 Gauss (Table 1). The in-hole magnetic field generated by the shield coil itself with a radius of 80 cm is 11250 Gauss, and the average peripheral magnetic field is
It is 73.1 Gauss. The shield coil has opposite polarity to the main coil. To balance the fringing fields so that they cancel, the shield coil's ampere turns must be reduced by 40.1/73.1 to 786,560 ampere turns. Thus, the in-hole magnetic field generated by the shield coil is 6176 Gauss, and the average fringe magnetic field is 40.1 Gauss. Therefore, the net hole magnetic field is 15000−6176
= 8823 Gauss, and the net peripheral magnetic field is zero. An example of a series of coil dimensions suitable for use with the magnet arrangement of FIG. 1 is shown in Table 2 below.
【表】【table】
【表】
この表で、巻線長さを除き、他の距離の単位は
cmである。またコイルD〜Fの巻数の前に付した
マイナス符号は、これらのコイルを流れる電流が
他のコイルの電流に対して反対方向であることを
示す。
この具体的な構成によると、30cmDSVで
74.7ppmときわめて高い一様性を有すると共に、
0.1ppm/時以下の磁界安定度の2.0Tの孔内磁界
を発生できる。429アンペアの電流を用いて2.0T
の磁界が得られる。
コイル間の電気接続を第3図に示す。スイツチ
27および0.5オームの保護抵抗28を介して、
コイルD〜Fと並列に電源26が接続される。各
コイル群D〜FはコイルA,A′〜C,C′と直列
接続する。さらに、0.5オームの保護抵抗29が
全コイルA,A′〜C,C′と並列に接続し、0.5オ
ームの保護抵抗30がコイルB,B′〜C,C′と並
列に接続している。
外側コイル群D〜Fが磁石装置に及ぼす遮へい
効果を第4図に示す。15KGの孔内磁界を発生す
る非遮へい磁石装置の場合、磁石装置の中央面6
から、10m離れ、磁石装置の軸4から7.5m離れ
た位置で、10Gの強度の外部磁界が発生する。こ
れを第4図の曲線31で示す。点線の曲線32は
外部磁界強度が5Gに低下した位置を示す。これ
に対し、第1、第2図の磁石装置によると、曲線
33,34のように10G、5Gに低下した外部磁
界強度位置が得られる。
第5図は別のコイル形状例であり、この場合内
側コイルA,A′〜C,C′の代りに、2対のコイ
ル35,36を用いる。コイル35は4098ターン
の巻数を有し、コイル36の巻数は2000ターンで
ある。また、コイルD〜Fの代りに4400ターンの
1個のソレノイド37を用いる。このソレノイド
は軸4から100cm離間し、中央面6の両側へ64cm
延在する。
一般に前掲の図に示した磁石装置の遮へいで充
分であるが、ある場合には特別な遮へいを必要と
する。このような遮へいは例えば第6A、第6B
図のように行う。この例において、第1図と同じ
磁石装置1を軸4に並行な4枚の長方形状鉄板3
8で囲む。軸4に対して垂直な1対の抵抗性コイ
ル39を孔3の両端から離れた位置に設ける。代
表的にはコイル39は直径3mで50ターンを有
し、独立した電源(図示せず)から100〜150Aの
電流供給を受ける。
この構成によると、孔内磁界に大きな影響を及
ぼすことなく、さらに遮へい作用を改善できる。
さらに磁石装置をNMR撮像装置に使用する場合
でも、コイル39が患者の孔3への出入りをさま
たげることがない。
巻枠7を鉄製にすることによつて、第6A、第
6B図のような改善された装置を得ることができ
る。このように第6A図の鉄板38を磁石装置1
へ組込めば、きわめてコンパクトな構造でコイル
D〜Fの遮へい効果をかなり向上できる。
上述の磁石装置の最も重要な応用例の1つとし
てNMR撮像装置への応用がある。第7図は
NMR撮像装置のブロツク図を示し、磁石装置を
除いては従来装置と同様である。装置は電源(図
示せず)を組込んだ磁石装置1を備えている。ヘ
リウム容器と空間18への入口は適当な供給源に
接続され、この供給源の動作は従来形の低温制御
装置40により制御される。
巻型2に多数の勾配磁界コイルを設けてあるの
で、孔3を通つて異なる磁界勾配が形成されて
NMR撮像操作を可能にする。勾配磁界コイルは
超電導コイルではなく従来形のものである。これ
らのコイルは、波形発生器43を介して制御論理
回路42により制御される駆動源41で駆動され
る。巻型2にはRF(無線周波)エネルギを発生、
受信するコイル(図示せず)も装着されていて、
分光計45に接続した増幅器44にRF発信機が
接続される。NMR信号を検出するRF受信機も
分光計45に接続される。分光計45に接続した
制御論理回路42によつてRFパルスの発生を制
御する。分光計45からのNMRデータは、制御
論理回路42で制御されるデータ集収装置46へ
送られる。この装置46からのデータは論理処理
回路47へ供給される。
装置全体の制御は、従来のRS(レコード分離)
232インターフエースを介してオペレータ入力部
49に接続したコンピユータ48によつて行われ
る。コンピユータに対する情報はデイスク駆動機
構50に蓄えられ、一方、撮像操作の結果はコン
ピユータによつて表示装置51へ送られる。そし
て表示装置51は患者の人体スライスをモニタ5
2上に表示する。
使用時、患者はZ方向と呼ばれている磁石装置
の軸線4に沿つて孔3内に横たわる。
下の表3は従来の非遮へい磁石装置と、第1図
に示す磁石装置との代表的な寸法比較を示してい
る。数字は1mの直径の孔で1.5Tの孔内磁界に
対するものである。[Table] In this table, except for winding length, other distance units are
cm. Further, the minus sign placed before the number of turns of the coils D to F indicates that the current flowing through these coils is in the opposite direction to the current flowing through the other coils. According to this specific configuration, at 30cmDSV
It has an extremely high uniformity of 74.7ppm, and
It can generate an in-hole magnetic field of 2.0T with a magnetic field stability of less than 0.1ppm/hour. 2.0T with 429 Amps current
A magnetic field of The electrical connections between the coils are shown in FIG. Through switch 27 and 0.5 ohm protection resistor 28,
A power supply 26 is connected in parallel with the coils D to F. Each coil group D to F is connected in series with coils A, A' to C, and C'. Furthermore, a 0.5 ohm protective resistor 29 is connected in parallel with all coils A, A' to C, and C', and a 0.5 ohm protective resistor 30 is connected in parallel to coils B, B' to C, and C'. . FIG. 4 shows the shielding effect that the outer coil groups D to F have on the magnet device. In the case of an unshielded magnet device generating an in-hole magnetic field of 15KG, the central plane 6 of the magnet device
An external magnetic field with a strength of 10 G is generated at a distance of 10 m from the magnet and 7.5 m from the axis 4 of the magnet arrangement. This is shown by curve 31 in FIG. A dotted curve 32 indicates the position where the external magnetic field strength has decreased to 5G. On the other hand, according to the magnet devices shown in FIGS. 1 and 2, external magnetic field strength positions are obtained where the external magnetic field strength is reduced to 10G and 5G, as shown by curves 33 and 34. FIG. 5 shows another example of coil configuration, in which two pairs of coils 35, 36 are used instead of the inner coils A, A' to C, C'. Coil 35 has 4098 turns, and coil 36 has 2000 turns. Also, one solenoid 37 with 4400 turns is used instead of the coils D to F. This solenoid is spaced 100 cm from the axis 4 and 64 cm on either side of the central plane 6.
extend. Generally, the shielding of the magnet arrangement shown in the figures above is sufficient, but in some cases special shielding is required. Such shielding is for example 6A, 6B
Do as shown. In this example, the same magnet device 1 as shown in FIG.
Surround with 8. A pair of resistive coils 39 perpendicular to the axis 4 are provided at positions spaced from both ends of the hole 3. Typically, the coil 39 is 3 m in diameter, has 50 turns, and receives a current supply of 100-150 A from a separate power source (not shown). According to this configuration, the shielding effect can be further improved without significantly affecting the in-hole magnetic field.
Furthermore, even when the magnet device is used in an NMR imaging device, the coil 39 does not obstruct the patient's access to and from the hole 3. By making the winding frame 7 made of iron, an improved device as shown in FIGS. 6A and 6B can be obtained. In this way, the iron plate 38 in FIG. 6A is attached to the magnet device 1.
When incorporated into the coils, the shielding effect of the coils D to F can be considerably improved with an extremely compact structure. One of the most important applications of the above-mentioned magnet device is its application to NMR imaging devices. Figure 7 is
A block diagram of an NMR imaging device is shown, which is similar to the conventional device except for the magnet device. The device comprises a magnet arrangement 1 incorporating a power supply (not shown). The helium vessel and the inlet to space 18 are connected to a suitable source, the operation of which is controlled by a conventional cryocontroller 40. Since the winding form 2 is provided with a large number of gradient magnetic field coils, different magnetic field gradients are formed through the holes 3.
Enables NMR imaging operations. The gradient field coils are conventional rather than superconducting coils. These coils are driven by a drive source 41 controlled by a control logic circuit 42 via a waveform generator 43. The winding form 2 generates RF (radio frequency) energy,
A receiving coil (not shown) is also attached,
An RF transmitter is connected to an amplifier 44 that is connected to a spectrometer 45. An RF receiver for detecting NMR signals is also connected to the spectrometer 45. A control logic circuit 42 connected to a spectrometer 45 controls the generation of RF pulses. NMR data from spectrometer 45 is sent to data acquisition device 46 which is controlled by control logic 42 . Data from this device 46 is supplied to a logic processing circuit 47. The entire device is controlled by conventional RS (Record Separation)
This is done by a computer 48 connected to an operator input section 49 via a H.232 interface. Information for the computer is stored in the disk drive mechanism 50, while the results of the imaging operation are sent by the computer to the display device 51. The display device 51 displays the human body slice of the patient on the monitor 5.
2 Display on top. In use, the patient lies within the bore 3 along the axis 4 of the magnet device, referred to as the Z direction. Table 3 below shows a typical dimensional comparison between a conventional unshielded magnet system and the magnet system shown in FIG. The numbers are for a 1 m diameter hole and an in-hole magnetic field of 1.5 T.
第1図は、この発明の実施例の一部切欠分解斜
視図、第2図は、第1図のものの超電導コイルの
位置を説明するための図、第3図は、第2図の超
電導コイル間の電気的接続を示す回路図、第4図
は、第1図のものの軸線と中央面との交点で定め
た原点からの距離に対する磁界強度の変化を、非
遮へい磁石装置と、第1図のものとに対して示す
グラフ、第5図は、この発明の第2実施例におけ
るコイル配置を説明するための図、第6A、第6
B図は、それぞれこの発明の第3実施例の端面お
よび側面を示す概要図、第7図は、第1図のもの
を組込んだNMR装置のブロツク図である。
1…磁石装置、3…作用空間、4…コイルの軸
線、6…中央面、7…巻枠、38…シールド、3
9…付加コイル、AA′〜CC′…第1超電導コイル
アセンブリ、D〜F…第2超電導コイルアセンブ
リ。
Fig. 1 is a partially cutaway exploded perspective view of an embodiment of the present invention, Fig. 2 is a diagram for explaining the position of the superconducting coil of Fig. 1, and Fig. 3 is a superconducting coil of Fig. 2. Figure 4 is a circuit diagram showing the electrical connection between the unshielded magnet device and the magnetic field strength shown in Figure 1. The graph shown in FIG. 5 is a graph for explaining the coil arrangement in the second embodiment of the present invention, and FIG.
FIG. B is a schematic diagram showing the end and side views of a third embodiment of the present invention, and FIG. 7 is a block diagram of an NMR apparatus incorporating the device shown in FIG. 1. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1... Magnet device, 3... Working space, 4... Coil axis, 6... Center plane, 7... Winding frame, 38... Shield, 3
9... Additional coils, AA' to CC'... First superconducting coil assembly, D to F... Second superconducting coil assembly.
Claims (1)
ブリA,A′〜C,C′と、第2磁界を発生する第
2超電導コイルアセンブリD―Fを備えている磁
石装置1において、第1磁界を発生する第1超電
導コイルアセンブリA,A′〜C,C′は各コイル
が機能的に不可分に電気的に直列に接続して形成
されており、また、第2磁界を発生する第2超電
導コイルアセンブリD―Fは各コイルが機能的に
不可分に電気的に直列に接続して形成されてお
り、前記第2超電導コイルアセンブリは、前記第
1超電導コイルアセンブリの外側に、該第1超電
導コイルアセンブリと磁極の配置を逆にして配置
されており、また、前記第1超電導コイルアセン
ブリ及び第2超電導コイルアセンブリは、そのコ
イルの軸を一致して配置されており、使用時に発
生する前記第1磁界及び第2磁界は、前記第1超
電導コイルアセンブリの孔内作用空間3内に、合
成均一磁界を発生するものであつて、各アセンブ
リの発生するの磁界の零次磁界成分は、前記均一
磁界の大きさに実質的に寄与するものであり、ま
た、各アセンブリの発生する磁界の対応する高次
磁界成分はほぼ同一の大きさを有して前記均一磁
界の達成に寄与するものであり、前記第2磁界
は、前記磁石装置1の外側に第1磁界に対向して
形成されることを特徴とする磁石装置。 2 第2超電導コイルアセンブリD〜Fが、第1
超電導コイルアセンブリA,A′〜C,C′に電気
的に直列に接続されていることを特徴とする特許
請求の範囲第1項に記載の磁石装置。 3 第1超電導コイルアセンブリが、コイルの軸
線4に垂直な磁石装置1の中央面6に対して、対
称的に配置された複数個の同軸コイルA,A′〜
C,C′を備えていることを特徴とする特許請求の
範囲第1項に記載の磁石装置。 4 第2超電導コイルアセンブリが、コイルの軸
線4に垂直な磁石装置1の中央面6に対して、対
称的に配置された複数個の同軸コイルD〜F′を備
えていることを特徴とする特許請求の範囲第1項
乃至第3項の何れか一項に記載の磁石装置。 5 少なくとも第1超電導コイルアセンブリの周
囲に磁性材の補助シールド38が設けられている
ことを特徴とする特許請求の範囲第1項乃至第4
項の何れか一項に記載の磁石装置。 6 補助シールドが第2超電導コイルアセンブリ
を支持する巻枠7で構成されていることを特徴と
する特許請求の範囲第5項に記載の磁石装置。 7 補助シールド38,7が鉄製であることを特
徴とする特許請求の範囲第6項に記載の磁石装
置。[Claims] 1 Magnet device 1 comprising first superconducting coil assemblies A, A' to C, C' that generate a first magnetic field and second superconducting coil assemblies DF that generate a second magnetic field. , the first superconducting coil assemblies A, A' to C, and C' that generate the first magnetic field are formed by electrically connecting each coil in series in a functionally inseparable manner, and also generate the second magnetic field. The generated second superconducting coil assembly DF is formed by electrically connecting each coil in series in a functionally inseparable manner, and the second superconducting coil assembly is provided with: The magnetic poles of the first superconducting coil assembly and the second superconducting coil assembly are arranged in the opposite direction, and the first superconducting coil assembly and the second superconducting coil assembly are arranged so that their coil axes coincide with each other. The generated first magnetic field and second magnetic field generate a composite uniform magnetic field in the working space 3 in the hole of the first superconducting coil assembly, and the zero-order magnetic field component of the magnetic field generated by each assembly substantially contributes to the magnitude of the uniform magnetic field, and the corresponding higher-order magnetic field components of the magnetic field generated by each assembly have approximately the same magnitude and contribute to achieving the uniform magnetic field. A magnet device, characterized in that the second magnetic field is formed outside the magnet device 1, facing the first magnetic field. 2 The second superconducting coil assemblies D to F are connected to the first
The magnet device according to claim 1, wherein the magnet device is electrically connected in series with superconducting coil assemblies A, A' to C, and C'. 3. The first superconducting coil assembly comprises a plurality of coaxial coils A, A'...
The magnet device according to claim 1, characterized in that it comprises C and C'. 4. The second superconducting coil assembly is characterized in that it comprises a plurality of coaxial coils D to F' arranged symmetrically with respect to the central plane 6 of the magnet arrangement 1 perpendicular to the axis 4 of the coils. A magnet device according to any one of claims 1 to 3. 5. Claims 1 to 4, characterized in that an auxiliary shield 38 of magnetic material is provided around at least the first superconducting coil assembly.
The magnet device according to any one of paragraphs. 6. The magnet device according to claim 5, wherein the auxiliary shield is constituted by a winding frame 7 that supports the second superconducting coil assembly. 7. The magnet device according to claim 6, wherein the auxiliary shields 38, 7 are made of iron.
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1983
- 1983-11-11 GB GB838330198A patent/GB8330198D0/en active Pending
-
1984
- 1984-11-12 JP JP59238233A patent/JPS60123756A/en active Granted
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JPS60123756A (en) | 1985-07-02 |
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