WO2014050621A1 - 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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superconducting
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洋之 渡邊
淳 川村
邦浩 高山
鈴木　啓之
洋介 西川
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株式会社 日立メディコ
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    • H01F6/00—Superconducting magnets; Superconducting coils
    • H01F6/06—Coils, e.g. winding, insulating, terminating or casing arrangements therefor

Definitions

  • the present invention relates to a superconducting magnet apparatus using a superconducting magnet and a magnetic resonance imaging apparatus using the superconducting magnet (hereinafter referred to as an MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus), and more particularly to a superconducting magnet apparatus that is unlikely to cause quenching.
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • a superconducting magnet is used as a source of a strong static magnetic field.
  • the superconducting magnet has a configuration in which a superconducting coil is formed by winding a superconducting wire around a coil bobbin, and a gap between the superconducting wires is filled with resin and hardened.
  • the superconducting magnet is cooled to a temperature at which it transitions to the superconducting state (usually, for example, the boiling point of liquid helium is 4.2 Kelvin), and after cooling, a current is passed through the superconducting coil to reach the rated magnetic field.
  • the circuit called is closed to a closed loop state in which a permanent current flows. Thereby, a superconducting state can be maintained.
  • Patent Document 1 it is presumed that the cause of the superconducting wire moving or cracking in the resin is the aging of the superconducting coil, and the superconducting magnet is repeatedly demagnetized or overcurrent is passed.
  • a technique for substantially accelerating the secular change of the structure inside the superconducting coil in advance is proposed. This makes it difficult for sudden quenching to occur during a period in which a permanent current is maintained for a long period of time.
  • an MRI apparatus an open type apparatus that does not give a feeling of blockage to a patient as a subject is known.
  • an annular helium container filled with liquid helium is placed symmetrically up and down across the space in which the subject is placed, and coil bobbins each wrapped with a superconducting coil are housed therein. Is done.
  • Patent Documents 2 and 3 disclose an example of the structure of a coil bobbin in an open type MRI apparatus.
  • JP 2006-324411 A Japanese Patent Laid-Open No. 9-223620 JP 2007-208232 JP
  • the coil bobbin of the superconducting magnet and the superconducting coil are housed in a liquid helium container arranged in a vacuum chamber, and a strong magnetic field is generated by a permanent current flowing through the superconducting coil. For this reason, it is very difficult to grasp the state of the superconducting coil, the resin hardening it, and the coil bobbin inside the liquid helium container.
  • the technique of Patent Document 1 merely estimates that the cause of quenching is that the superconducting wire moves due to the “aging” of the superconducting coil or that the resin is cracked.
  • An object of the present invention is to provide a structure capable of effectively reducing quenching of an open superconducting magnet.
  • a support member that suppresses deformation of the annular end plate fixed to the end of the cylindrical portion around which the main coil of the coil bobbin is wound to the static magnetic field space side is disposed.
  • the deformation of the end plate of the coil bobbin can be suppressed by the support member, the deformation of the main coil can be efficiently reduced. Thereby, quenching caused by deformation of the main coil can be suppressed.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view of a superconducting magnet device according to a first embodiment.
  • 2 is a cross-sectional perspective view of a coil bobbin 2 of the apparatus of FIG.
  • FIG. 3 is an explanatory view showing a deformation of the end plate and the main coil 1 when the coil bobbin 2 is not provided with a support member.
  • FIG. 3 is an explanatory view showing a modification of the end plate of the coil bobbin 2 and the main coil 2 provided with the support member of FIG.
  • FIG. 5 is a perspective cross-sectional view of a coil bobbin 2 including a support member 5 according to a second embodiment.
  • FIG. 9 is a cross-sectional perspective view of a coil bobbin 2 in which main coils 1a and 1b of a third embodiment are stacked in two stages.
  • FIG. 6 is a cross-sectional perspective view of a coil bobbin 2 that fixes a support member of a fourth embodiment with a bolt. Explanatory drawing of the MRI apparatus of 5th Embodiment.
  • the inventors examined in detail how the internal structure of the superconducting magnet of the MRI apparatus changes in the superconducting state. As a result, it has been found that an open superconducting magnet device in which a pair of superconducting magnets are opposed to each other with an imaging space interposed therebetween has a unique structural change that cannot occur in a cylindrical superconducting magnet device. Specifically, it has been found that a part of the coil bobbin that holds the main coil in the superconducting coil is deformed by the electromagnetic force acting on the main coil, and the main coil is distorted in accordance with the deformation of the coil bobbin.
  • the present invention provides a structure for preventing the deformation of the coil bobbin and improves the quench resistance of the superconducting magnet. Specifically, in order to suppress coil deformation, a member that suppresses deformation of the end plate that holds the main coil from the facing surface side of the superconducting magnet is disposed.
  • a member that suppresses deformation of the end plate that holds the main coil from the facing surface side of the superconducting magnet is disposed.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view of the open-type superconducting magnet apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a cross-sectional perspective view of the coil bobbin.
  • the superconducting magnet device has a pair of superconducting magnets 10 and 20 disposed facing each other across a space (imaging space) 40 in which a static magnetic field is to be formed, and a connecting portion 30 that connects the pair of superconducting magnets 10 and 20.
  • Each of the pair of superconducting magnets 10 and 20 includes a main coil 1, a shield coil 4 for suppressing a leakage magnetic field of the main coil 1, and a coil bobbin 2.
  • the coil bobbin 2 includes a cylindrical portion 26 around which the main coil 1 is wound, an annular end plate 3 having an inner peripheral portion fixed to an end portion on the imaging space 40 side of the cylindrical portion 26, and an annular end plate 3. And a support member 5 that suppresses displacement of the outer peripheral portion toward the imaging space 40 side.
  • the coil bobbin 2 can be configured to include an annular reverse side end plate 27 disposed on the opposite side of the imaging space 40 of the cylindrical portion 26.
  • the support member 5 can be a member having an L-shaped cross section. In this case, one end is fixed to the reverse side end plate 27. The other end supports the outer peripheral portion of the annular end plate 3.
  • the support member 5 described above can be an annular member along the annular end plate.
  • the open-type superconducting magnet apparatus of FIG. 1 includes a pair of superconducting magnets 10 and 20 that are disposed opposite to each other in the vertical direction (Z direction) across an imaging space (a space in which a static magnetic field is to be formed) 40, and , 20 and two connecting portions 30 are provided.
  • the connecting portion 30 supports the upper superconducting magnet 10 with respect to the lower superconducting magnet 20, and connects the liquid helium containers 7 in each of them.
  • Each of the superconducting magnets 10 and 20 includes an annular coil bobbin 2, a main coil 1, a shield coil 4, a liquid helium vessel 7, a shield plate 8, and a vacuum vessel 9.
  • Both the main coil 1 and the shield coil 4 are made by winding an alloy superconductor wire such as NbTi (hereinafter referred to as a superconducting wire) around a predetermined position on the coil bobbin 2, and impregnating the gap between the superconducting wires with resin.
  • the coil bobbin 2 is made of a nonmagnetic metal (for example, SUS304 or aluminum alloy).
  • the main coils 1 of the superconducting magnets 10 and 20 both generate a magnetic field in the Z-axis direction in the imaging space 40.
  • the shield coil 2 of the superconducting magnets 10 and 20 generates a magnetic field in the Z-axis direction opposite to that of the main coil 1 in order to cancel the leakage of the magnetic field of the main coil 1 to the outside of the imaging space 40.
  • the annular coil bobbin 2 is connected to the main coil bobbin part 21 for supporting the main coil 1, the shield coil bobbin part 22 for supporting the shield coil 4, and the housing part 23. It is a structure.
  • the casing 23 connects and supports the main coil bobbin 21 and the shield coil bobbin 22.
  • the main coil bobbin 21 is disposed on the side (opposite surface) closest to the imaging space 40 by the housing unit 23.
  • the shield coil bobbin 22 is disposed at a position farther from the imaging space 40 in the Z-axis direction and the R-axis direction (radial direction) than the main coil bobbin 21.
  • the main coil bobbin 21 includes a cylindrical portion 26, an annular end plate 3, and an annular reverse side end plate 27.
  • the end plate 3 is disposed at the end of the cylindrical portion 26 on the imaging space 40 side, the inner peripheral portion is fixed to the cylindrical portion 26, and the outer peripheral portion is open. That is, the end plate 3 has a structure that is cantilevered by the cylindrical portion 26.
  • the reverse side end plate 27 is disposed at the end of the cylindrical portion 26 opposite to the imaging space 40.
  • the inner peripheral portion of the reverse side end plate 27 is fixed to the cylindrical portion 26, and the outer peripheral portion is fixed to the shield coil bobbin 22. Accordingly, the reverse side end plate 27 connects the main coil bobbin 21 and the shield coil bobbin 22.
  • the superconducting wire of the main coil 1 is wound from the open outer peripheral side of the main coil bobbin 1 into a space surrounded on three sides by the inner peripheral plate 26, the end plate 3, and the opposite end plate 27.
  • the gap between the superconducting wires is impregnated with resin to fix the superconducting wires.
  • the main electromagnetic force acting on the main coil 1 wound around the main coil bobbin 21 is the repulsive force against the shield coil 4 supported by the same coil bobbin 2 and the main coil of the coil bobbin 2 arranged opposite to each other across the imaging space 40 Because it is an attractive force to 1, the electromagnetic force acting on the equatorial plane side in the Z-axis direction is the main component.
  • the end plate 3 of the main coil bobbin 21 secures necessary rigidity, It is designed as thin as possible.
  • the shield coil bobbin 22 includes an annular inner cylinder 28 and an outer cylinder 29, an annular end plate 31, and an annular opposite end plate 32.
  • the annular end plate 31 has an inner periphery and an outer periphery fixed to the lower ends of the inner cylinder 28 and the outer cylinder 29, respectively.
  • the annular opposite end plate 32 has an inner peripheral portion and an outer peripheral portion fixed to the lower ends of the inner cylinder 28 and the outer cylinder 29, respectively.
  • the shield coil 4 is wound in a space surrounded by four sides by an annular inner cylinder 28, an outer cylinder 29, an annular end plate 31, and an annular opposite end plate 32.
  • the gap between the superconducting wires is impregnated with resin to fix the superconducting wires.
  • the housing 23 includes an inner cylinder 24 and an annular end plate 25 fixed to the end of the inner cylinder 24 opposite to the imaging space 40.
  • a cylindrical portion 26 of the main coil bobbin 21 is fixed to an end portion of the inner cylinder 24 on the imaging space 40 side.
  • the outer peripheral portion of the end plate 25 is fixed to the shield coil bobbin 22.
  • the parts of the coil bobbin 2 are firmly fixed by welding or screwing.
  • the coil bobbin 2 of the present invention is provided with an annular support member 5 that supports the outer end of the end plate 3 of the main coil bobbin 21 that is not supported in the vertical direction (Z-axis direction).
  • the support member 5 has an L-shaped cross section as shown in FIG. 2, and its upper end is firmly fixed to the reverse side end plate 27 of the main coil bobbin 21 or the end plate 31 of the shield coil bobbin 22 by welding or the like.
  • the tip of the lower end of the support member 5 is located closer to the imaging space 40 in the Z-axis direction than the tip of the end plate 3, and the tip of the end plate 3 is prevented from being displaced toward the imaging space 40 in the Z-axis direction. Yes.
  • the support member 5 is made of a nonmagnetic metal (for example, SUS304 or aluminum alloy) in the same manner as the coil bobbin 2.
  • the coil bobbin 2 of the lower superconducting magnet 20 has a symmetrical structure with the coil bobbin 2 of the upper superconducting magnet 10 sandwiching the equator plane (symmetric plane).
  • the liquid helium container 7 is fixed to the inner peripheral end of the end plate 25 and the outer peripheral end of the end plate 32, and forms a space for filling liquid helium around the coil bobbin 2. .
  • the outside of the liquid helium container 7 and the end plates 25 and 32 is covered with a shield plate 8.
  • a vacuum container 9 is installed outside the shield plate 8.
  • the connecting portion 30 that connects the upper and lower superconducting magnets 10 and 20 includes a connecting column 6 that connects the coil bobbin 2 of the upper superconducting magnet 10 and the coil bobbin 2 of the lower superconducting magnet 20.
  • the connecting column 6 supports the main coil 1 and shield coil 4 of the upper superconducting magnet 10 and the attracting electromagnetic force acting between the main coil 1 and shield coil 4 of the lower superconducting magnet 20.
  • the periphery of the connecting column 6 is covered with a liquid helium container 7, a shield plate 8, and a vacuum container 9. These are connected to the liquid helium container 7, the shield plate 8, and the vacuum container 9 of the upper and lower superconducting magnets, respectively.
  • the open outer peripheral portion of the end plate 3 of the main coil bobbin 21 is the equator plane (imaging space). 40) Displace to the side. Specifically, the outer peripheral portion of the end plate 3 is pulled and displaced in the Z-axis direction, and the end plate 3 is curved and deformed in the radial direction while having a disk spring shape.
  • the direction of curvature is concave with respect to the equator plane (imaging area 40).
  • the main coil 1 is deformed by following the shape of the end plate 3 while the outer end thereof is displaced in the Z-axis direction and is curved in the radial direction. Due to this deformation, displacement and strain are generated in the coil, and the impregnating resin constituting the coil is broken, or the conductor moves to generate frictional heat and generate coil quench.
  • the support member 5 since the support member 5 supports the end portion on the open side (outer peripheral side) of the end plate 3 in the Z direction, the upper and lower superconducting magnets 10 in the superconducting state. Even when electromagnetic forces attracting each other are generated in the 20 main coils 1, the support member 5 suppresses the displacement of the distal end portion of the end plate 3 in the Z-axis direction as shown in FIG. As a result, the end plate 3 is curved so that the central portion of the width in the radial direction is convex toward the imaging space 40, but since the displacement of the tip portion is suppressed by the support member 5, the displacement of the entire end plate 3 is reduced. The size is small compared to the case of FIG.
  • the main coil 1 is deformed following the curvature of the end plate 3, but the distortion is suppressed because the main coil 1 is mainly displaced by simple bending.
  • the strain (stress) generated in the main coil 1 varies depending on the bobbin shape and the end plate thickness, etc. As an example, if the coil shape is the same and the end plate thickness is the same, there is a support member 5 In this case, the stress caused by the electromagnetic force applied to the main coil 1 can be reduced by 30 to 40% compared to the case where the support member 5 is not provided.
  • the stress applied to the main coil 1 can be reduced by suppressing the deformation of the end plate 3 of the main coil bobbin 21 due to the electromagnetic force applied to the main coil 1 by arranging the support member 5. Therefore, quenching due to deformation of the coil 1 can be prevented.
  • portion where the support member 5 supports the end plate 3 may be fixed by welding or screwing, even if it is only in contact.
  • the main coil 1 and the shield coil 4 are made of a material that is in a superconducting state at the liquid helium temperature.
  • the liquid helium container 7 and the shield plate 8 may be unnecessary.
  • the main coil 1 and the shield coil 4 can be composed of a plurality of coils.
  • the support member 5 is a plurality of members arranged along the circumferential direction of the annular end plate 3.
  • the plurality of members of the support member 5 can be arranged with a space therebetween.
  • the annular support member 5 is divided into a plurality of members in the circumferential direction.
  • the plurality of divided support members 5 are arranged at predetermined intervals in the circumferential direction.
  • the support member 5 has a shape obtained by dividing the annular support member 5, but the inner and outer shapes of the support member 5 do not necessarily need to be arcuate, and are linear. It may be. By using the linear support member, the manufacturing cost can be reduced as compared with the arc-shaped support member.
  • the structure of the main coil bobbin 21 of the coil bobbin 2 has a two-stage structure.
  • the second cylindrical portion 66 having the same structure as the cylindrical portion 26 is connected to the end portion on the imaging space 40 side of the cylindrical portion 26 in FIG. ing.
  • the inner peripheral portion of the annular second end plate 63 is fixed to the end portion of the second cylindrical portion 66 on the imaging space 40 side.
  • a second main coil 1b is wound around the second cylindrical portion.
  • the support member 5 supports the end plate 3 and does not support the second end plate 63.
  • the second cylindrical portion 66 and the second end plate 63 are arranged on the imaging space 40 side of the end plate 3 of the main coil bobbin 21.
  • the second tubular portion 66 has the same structure as the tubular portion 26 and is connected to the end of the tubular portion 26 on the imaging space 40 side.
  • the inner end of the second end plate 63 is fixed to the end of the second cylindrical portion 66 on the imaging space 40 side, and the outer periphery is open.
  • the second end plate 63 has a structure that is cantilevered by the second cylindrical portion 66.
  • the space in the main coil bobbin 21 is two-tiered in the Z-axis direction (vertical direction).
  • an upper main coil 1a is wound in an upper space
  • a lower main coil (second main coil) 1b is wound in a lower space.
  • the upper main coil 1a and the lower main coil 1b have the repulsive force against the shield coil 4 supported by the same coil bobbin 2 and the imaging space 40, similarly to the main coil 1 of the first embodiment.
  • the attraction force to the main coil 1 of the coil bobbin 2 disposed opposite to each other works, and the electromagnetic force that attracts the upper main coil 1a and the lower main coil 1b to each other also works.
  • the upper main coil 1a is applied with a pulling force toward the equator plane (imaging space 40), but the lower main coil 1b is opposite to the equator plane (imaging space 40). Pulling force is applied to (upper main coil 1a side).
  • the deformation of the main coil 1 is suppressed by suppressing the displacement of the end plate 3 by the support member 5. And quenching can be prevented.
  • the support member 5 has a shape divided in the circumferential direction as in the second embodiment, but an annular support member 5 may be used as in the first embodiment. Is possible.
  • the support member 5 is provided with a through-hole through which the bolt 70 passes, and the reverse end plate 27 of the coil bobbin 2 or the end plate 31 of the shield coil bobbin 22 is provided with a screw hole.
  • the bolt 70 is inserted into the through hole of the support member 5 and screwed into a screw hole provided in the reverse side end plate 27 of the coil bobbin 2 or the end plate 31 of the shield coil bobbin 22. Thereby, the support member 5 is firmly fixed to the coil bobbin 2.
  • the support member 5 may be fixed to the coil bobbin 2 by welding as in the first embodiment, but the support member 5 can be fixed by fixing using a bolt 70 as shown in FIG. Compared to the case of welding, this can be done easily. Further, by inserting a shim plate between the support member 5 and the coil bobbin 2, the height of the support member 5 can be easily adjusted. Further, by adopting a structure in which the support member 5 is fixed with the bolts 70, the support member 5 can be constituted by FRP (Fiber Reinforced Plastics) instead of metal.
  • FRP Fiber Reinforced Plastics
  • a through hole is provided in the reverse side end plate 27 of the coil bobbin 2
  • a screw hole is provided in the upper surface of the support member 5
  • a bolt 70 is inserted from the upper surface of the reverse side end plate 27 (the reverse side surface of the imaging space 40). It is also possible to adopt a structure in which the support member 5 is screwed.
  • the shape of the support member 5 is not limited to the shape divided as shown in FIG. 7, but is divided into the annular support member 5 of FIG. 2 of the first embodiment and the upper and lower two stages of the third embodiment.
  • the support member 5 of the main coil holder 21 thus formed can be fixed with a bolt as in this embodiment.
  • This MRI apparatus 100 includes a superconducting magnet device 110, a bed 120 for inserting a subject into a static magnetic field space (imaging space) 40 formed by the superconducting magnet device 110, and a gradient magnetic field generator for applying a gradient magnetic field to the static magnetic field space
  • a high-frequency magnetic field generating unit that irradiates a high-frequency electromagnetic field in a static magnetic field space
  • a receiving unit that receives a nuclear magnetic resonance signal generated by the subject
  • a signal processing unit that reconstructs an image of the subject from the nuclear magnetic resonance signal
  • a recess 111 is formed on the surface of the superconducting device 110 facing the imaging space 40 of the vacuum vessel 9, and a gradient magnetic field coil and a high-frequency irradiation coil are installed in the recess 111.
  • the bed 120 is loaded with the subject and inserted into the imaging space 40.
  • the control device 130 includes a drive circuit that outputs a drive current to the gradient magnetic field coil and a drive signal to the high-frequency irradiation coil, a detection circuit that detects the NMR signal received by the receiving coil attached to the subject, and the detected NMR signal.
  • a signal processing unit for reconstructing an image is arranged.
  • the control device 130 applies a gradient magnetic field to the subject at a predetermined timing and irradiates a high-frequency electromagnetic field according to a pulse sequence supported by the operator.
  • the signal processing unit receives the NMR signal generated from the subject by the receiving coil, reconstructs an image from the NMR signal, and displays it on the display device.
  • the MRI apparatus of the present embodiment is an open type that does not easily give the subject a feeling of blockage, and moreover, since the superconducting magnet is hardly quenched, the subject can be imaged stably over a long period of time.

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Abstract

　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。そのために、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。これにより、端板3の変形を抑制して主コイル1の変形を防ぐ。主コイル1の変形に起因するクエンチを低減できる。

Description

超電導磁石装置および磁気共鳴イメージング装置
　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、局所的な発熱が発生する。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、コイルボビンの主コイルが巻回された筒状部の端部に固定された環状の端板が、静磁場空間側に変形するのを抑制する支持部材を配置する。
　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2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、超電導線を称す)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部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部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1の開放された外周側から、内周板26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、上下の超電導磁石の液体ヘリウム容器7、シールド板8および真空容器9とそ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、コイル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、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ホルダ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、操作者の支持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、27逆側端板、28 内筒、29 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、前記筒状部の前記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、前記筒状部の前記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、前記端板を支持し、前記第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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