WO2018020879A1 - 超電導磁石装置、磁気共鳴撮像装置、ｍｒｉ誘導下放射線治療装置、および、手術室 - Google Patents

超電導磁石装置、磁気共鳴撮像装置、ｍｒｉ誘導下放射線治療装置、および、手術室 Download PDF

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magnetic field
superconducting
superconducting coil
excitation
superconducting magnet
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竜弥 安藤
学 青木
知新 堀
照久 宮副
幸信 今村
村田　幸弘
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株式会社日立製作所
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
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    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01F—MAGNETS; INDUCTANCES; TRANSFORMERS; SELECTION OF MATERIALS FOR THEIR MAGNETIC PROPERTIES
    • H01F6/00—Superconducting magnets; Superconducting coils

Definitions

  • the present invention relates to a superconducting magnet device, a magnetic resonance imaging device, an MRI-guided radiotherapy device, and an operating room.
  • Patent Document 1 discloses an operating room including a radiation therapy apparatus and a magnetic resonance imaging apparatus.
  • a magnetic resonance imaging apparatus has a magnet device that generates a uniform and stable strong magnetic field in an imaging space, and a permanent magnet or a superconducting coil is used as a means (magnetomotive force source) for generating the strong magnetic field.
  • the magnetomotive force source generates a uniform and stable strong magnetic field in the imaging space, and at the same time, leaks magnetic flux around the magnet device to form a leakage magnetic field.
  • Patent Document 1 it is common to place a surgical instrument outside the range covered by the leakage magnetic field. In addition, it detects and warns that surgical instruments enter the range covered by the leakage magnetic field from outside the range covered by the leakage magnetic field, and physically prevents the surgical instrument from entering the range covered by the leakage magnetic field. It is known to do.
  • the surgical instrument or treatment device when performing surgery while appropriately obtaining image information or performing treatment with a treatment device such as a radiotherapy device, the surgical instrument or treatment device is located in the vicinity of the magnetic resonance imaging device, which is an imaging device. It is desirable to be arranged. However, with the method disclosed in Patent Document 1, it is not possible to place a surgical instrument made of a magnetic material inside the range covered by the leakage magnetic field.
  • an object of the present invention is to provide a superconducting magnet device, a magnetic resonance imaging device, an MRI-guided radiotherapy device, and an operating room in which the influence of a leakage magnetic field is suppressed.
  • a superconducting magnet device includes a first operation that operates to generate a main magnetic field, and demagnetizes the main magnetic field or suppresses a leakage magnetic field of the main magnetic field.
  • a superconducting electromagnet apparatus capable of switching between a second operation and a superconducting coil, an excitation power source for exciting the superconducting coil, and the leakage of the main magnetic field generated in the first operation.
  • a magnetic body detection unit for detecting whether or not a magnetic body is located within a range covered by a magnetic field, and an interlock unit for prohibiting excitation of the superconducting coil by the excitation power source based on a detection result of the magnetic body detection unit And when the magnetic body detection unit determines that the magnetic body is not located within the range covered by the leakage magnetic field, the interlock unit performs excitation of the superconducting coil by the excitation power source. Characterized in that it releases the stop.
  • a magnetic resonance imaging apparatus is characterized by including the above-described superconducting electromagnet apparatus.
  • An MRI-guided radiotherapy apparatus according to the present invention includes the above-described magnetic resonance imaging apparatus and an irradiation nozzle that irradiates radiation.
  • An operating room according to the present invention includes the above-described magnetic resonance imaging apparatus.
  • the present invention it is possible to provide a superconducting magnet device, a magnetic resonance imaging device, an MRI-guided radiotherapy device, and an operating room in which the influence of a leakage magnetic field is suppressed.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of an MRI-guided radiotherapy apparatus according to a first embodiment.
  • FIG. It is a schematic diagram explaining the excitation mechanism in the superconducting magnet apparatus of the MRI guidance radiotherapy apparatus which concerns on 1st Embodiment.
  • It is the schematic diagram which showed notionally the structure of the coil part used as the magnetomotive force of the superconducting magnet apparatus which concerns on 2nd Embodiment.
  • It is a flowchart which shows the procedure which excites the superconducting magnet apparatus which concerns on 2nd Embodiment.
  • It is the schematic diagram which showed the circuit structure of the coil part used as the magnetomotive force of the superconducting magnet apparatus which concerns on 3rd Embodiment.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of an MRI-guided radiotherapy apparatus S according to the first embodiment.
  • the MRI-guided radio therapy apparatus S is a radiotherapy apparatus provided with a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus.
  • the MRI-guided radiotherapy apparatus S includes a magnetic resonance imaging apparatus 1, an irradiation nozzle 2, and a bed 3.
  • the irradiation nozzle 2 can irradiate the irradiation target such as a tumor with radiation.
  • the irradiation nozzle 2 is a charged particle (radiation) accelerated by a particle beam accelerator (not shown) such as a synchrotron or a cyclotron, as in a so-called particle beam cancer treatment device, or a so-called X-ray treatment device.
  • a particle beam accelerator such as a synchrotron or a cyclotron
  • the irradiation nozzle 2 is arrange
  • the bed 3 is configured so that the patient 4 can be moved to the imaging position of the magnetic resonance imaging apparatus 1 disposed in the vicinity of the irradiation nozzle 2 and its driving mechanism (not shown).
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 is disposed in the vicinity of the irradiation nozzle 2 and its driving mechanism.
  • the superconducting magnet apparatus 5 of the magnetic resonance imaging apparatus 1 is uniform and stable in the imaging region 6 for imaging. This means that the irradiation nozzle 2 and its driving mechanism are arranged within the range of the leakage magnetic field generated outside the superconducting magnet device 5 as the strong magnetic field is generated.
  • the magnetic field strength is less than 0.5 mT. Point to the range. Further, within the range of the leakage magnetic field refers to the inside (for example, the range in which the magnetic field strength is 0.5 mT or more) outside the range of the leakage magnetic field.
  • the reason why the magnetic resonance imaging apparatus 1 and the irradiation nozzle 2 and its drive mechanism (not shown) are arranged close to each other is that the magnetic resonance imaging apparatus 1 This is because it is desirable to shorten the moving distance of the patient 4 when the irradiation nozzle 2 emits radiation to the tumor after confirming the position. By shortening the moving distance of the patient 4, for example, there is an advantage that the positional change of the tumor relative to other body tissues can be suppressed to a small value.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 includes a superconducting magnet apparatus 5 that generates a strong magnetic field in the imaging region 6.
  • FIG. 9 is a perspective view of the superconducting magnet device 5. As shown in FIGS. 1 and 9, the superconducting magnet device 5 has a wide opening 7 for entering and exiting the patient 4 in order to easily move the patient placed on the bed 3 to the imaging position (imaging region 6).
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 shown in FIG. 1 is a so-called open type magnetic resonance imaging apparatus.
  • the superconducting magnet device 5 used in such an open type magnetic resonance imaging apparatus 1 includes, for example, a cryogenic container 9 that houses a pair of upper and lower superconducting coils 8 (see FIG. 1), and an iron core for passing the generated magnetic flux.
  • 10 is an electromagnet device that forms a magnetic circuit so as to surround the imaging region 6. In the case of the superconducting magnet device 5, a uniform and stable magnetic field in the vertical direction is generated in the imaging region 6. The magnetic flux that cannot be confined in such a magnetic circuit generates a magnetic field around the superconducting magnet device 5 as a leakage magnetic field.
  • the irradiation nozzle 2 and its driving mechanism (not shown) provided in the radiation therapy apparatus are not supposed to be exposed to a strong magnetic field during the operation. For this reason, in the MRI-guided radiotherapy apparatus S, when the irradiation nozzle 2 and its drive mechanism (not shown) are arranged within the range of the leakage magnetic field of the superconducting magnet apparatus 5, there is a risk of being affected. .
  • the trajectory of the charged particles irradiated from the irradiation nozzle 2 changes under the influence of a magnetic field. This leads to a decrease in irradiation accuracy of charged particles. Therefore, in the MRI-guided radiotherapy apparatus S, it is desirable that no magnetic field be generated in the vicinity of the irradiation nozzle 2 when attempting to irradiate the irradiation target such as a tumor.
  • the superconducting magnet device 5 of the MRI-guided radiotherapy apparatus S performs the first operation for generating a uniform and stable strong magnetic field in the imaging region 6 and the uniform and stable strong force in the imaging region 6.
  • the second operation that does not generate (demagnetize) the magnetic field can be switched and operated.
  • the superconducting magnet device 5 can perform the first operation for generating a strong magnetic field (main magnetic field) during the time zone when the magnetic resonance imaging device 1 is imaging.
  • the superconducting magnet device 5 is, for example, in a time zone when the magnetic resonance imaging apparatus 1 is not imaging, such as when the irradiation target 2 (tumor or the like) of the patient 4 is irradiated with radiation from the irradiation nozzle 2.
  • the second operation that does not generate a strong magnetic field can be performed.
  • the second operation that does not generate a uniform and stable strong magnetic field in the imaging region 6 is described as demagnetizing the superconducting magnet device 5, but the second operation is limited to this. It is not a thing.
  • an operation in which the range of the leakage magnetic field is reduced by reducing the main magnetic field may be used.
  • the operation of reducing the range of the leakage magnetic field may be performed so that the irradiation nozzle 2, its driving mechanism, and the radiation irradiated from the irradiation nozzle 2 are positioned outside the range of the leakage magnetic field.
  • FIG. 2 is a schematic diagram for explaining an excitation mechanism in the superconducting magnet device 5 of the MRI-guided radiation therapy apparatus S according to the first embodiment.
  • the superconducting magnet device 5 of the MRI-guided radiotherapy apparatus S excites a superconducting coil 8 (see FIG. 1) of the superconducting magnet device 5 via a current lead 17.
  • An excitation power supply 11 is provided. By controlling the excitation power source 11, a first operation that generates a uniform and stable strong magnetic field in the imaging region 6 and a second operation that does not generate a uniform and stable strong magnetic field in the imaging region 6 can be freely switched. Can drive.
  • the leakage magnetic field of the superconducting magnet device 5 does not exist, so that the radiation irradiated from the irradiation nozzle 2 is affected by the magnetic field (leakage magnetic field).
  • the irradiation nozzle 2 and its drive mechanism are identical to the irradiation nozzle 2 and its drive mechanism.
  • the fact that a strong magnetic field is not generated in the imaging region 6 means that the leakage magnetic field range 16 of the superconducting magnet device 5 (during the first operation).
  • a magnetic material jig (magnetic material) 15 made of a magnetic material can be brought inside the leakage magnetic field of the superconducting magnet device 5.
  • the magnetic material jig 15 brought in is surely outside the leakage magnetic field range 16. Must be removed.
  • the superconducting magnet device 5 of the MRI-guided radiotherapy apparatus S includes a superconducting coil 8 (see FIG. 1), an excitation power source 11 for exciting the superconducting coil 8, and a position rating.
  • a probe (magnetic body detection unit) 12 and a magnetic body position information analyzer (interlock unit) 13 are provided.
  • An IC chip 14 is attached to the magnetic material jig 15 brought into the leakage magnetic field range 16.
  • a plurality of position evaluation probes 12 are provided so as to surround the leakage magnetic field range 16, and each position evaluation probe 12 communicates with the IC chip 14 attached to the magnetic material jig 15.
  • the magnetic body position information analyzer 13 estimates the distance (or direction) between each position rating probe 12 and the IC chip 14 based on the detection signal of the position rating probe 12 and estimates the position of each position rating probe 12.
  • the position of the IC chip 14, that is, the position of the magnetic material jig 15 can be estimated from the distance from the IC chip 14. Further, the magnetic body position information analysis device 13 can determine whether the estimated position of the magnetic material jig 15 is inside or outside the leakage magnetic field range 16.
  • the magnetic body position information analyzer 13 makes the above-described determination.
  • the magnetic body position information analyzer 13 When the position of the IC chip 14 (the position of the magnetic material jig 15) is inside the leakage magnetic field range 16, the magnetic body position information analyzer 13 generates an interlock signal for the excitation power source 11, Excitation of the superconducting magnet device 5 is prohibited (interlocked). That is, switching from the second operation to the first operation is prohibited.
  • the magnetic body position information analyzer 13 sends an interlock release signal to the excitation power source 11. By generating, the excitation of the superconducting magnet device 5 is permitted (interlock is released). That is, switching from the second operation to the first operation is permitted.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 originally generates the main magnetic field during the time period when the imaging is not performed (during the second operation). Since no leakage magnetic field is generated, radiation irradiation within the leakage magnetic field range is facilitated, and handling of the magnetic material can be made flexible.
  • an interlock mechanism position evaluation probe 12, magnetic body position information analyzer 13, IC chip 14 for detecting and monitoring the position of the magnetic body (magnetic material jig 15) is provided. It is possible to prevent the magnetic material from being affected by the leakage magnetic field when the magnetic material is left in the leakage magnetic field range 16 during excitation.
  • the MRI-guided radiotherapy apparatus S including the irradiation nozzle 2 is shown as an example, but the present invention is not limited to this.
  • a magnetic resonance imaging apparatus 1 having an interlock mechanism (position evaluation probe 12, magnetic substance position information analysis apparatus 13) and an operating table as a bed 3.
  • the IC chip 14 is attached to a surgical instrument (magnetic body) made of a magnetic material, and the position of the IC chip 14 (the position of the magnetic body) is detected by the position evaluation probe 12 and the magnetic body position information analyzer 13, and the IC chip.
  • the excitation power supply 11 is commanded to permit / prohibit excitation of the superconducting magnet device 5.
  • the handling of the magnetic material in the surgical instrument used at the time of surgery can be made flexible. Further, it is possible to prevent the magnetic material from being affected by the leakage magnetic field when the magnetic material is left in the leakage magnetic field range 16 when the superconducting magnet device 5 is excited.
  • FIGS. 1 and 9 a structure in which a magnetic circuit is configured using the iron core 10 is illustrated, but the object of the present invention is achieved. It is obvious that the iron core is not essential, and an air core magnetic circuit may be used, and it is not necessary to be an open type as shown in FIG.
  • FIG. 10 is a configuration diagram of an MRI-guided radiotherapy apparatus S according to a modification.
  • the configuration of the MRI-guided radiotherapy apparatus S is not limited to the configuration as shown in FIG. 1, but may be in the shape or arrangement as shown in FIG.
  • the superconducting coils 8 may be arranged in a pair of left and right.
  • the bed 3 can move the patient 4 in the body axis direction of the patient 4.
  • the irradiation nozzle 2 can irradiate the irradiation target in the imaging region 6 with radiation.
  • the IC chip 14 is attached to the magnetic material jig 15 and the position of the magnetic material jig 15 is obtained by the position evaluation probe 12.
  • the detection of the magnetic material jig 15 is performed in this manner. It is not limited to.
  • a camera capable of imaging the leakage magnetic field range 16 may be provided, and the position of the magnetic material jig 15 and whether or not the magnetic material jig 15 exists in the leakage magnetic field range 16 may be determined by image analysis. . With such a configuration, it is possible to eliminate the need to attach the IC chip 14 to a magnetic body (magnetic material jig 15, surgical instrument).
  • the interlock mechanism has been described as having a function of detecting the position of the magnetic material jig 15, but the present invention is not limited to this, and at least the magnetic material jig 15 has a leakage magnetic field range. What is necessary is just to be able to determine whether it exists inside 16 or not.
  • the position may be displayed on a display unit (not shown). Thereby, it becomes easy to remove the magnetic material jig 15.
  • the superconducting magnet device 5 used in the MRI-guided radiotherapy apparatus S performs a first operation for generating a strong magnetic field in the time zone during which imaging is performed as the magnetic resonance imaging apparatus 1, and the patient 4
  • the second operation that does not generate a strong magnetic field can be performed in the time zone when the magnetic resonance imaging apparatus 1 is not imaging like when the irradiation target (tumor or the like) is irradiated with radiation from the irradiation nozzle 2. It is configured.
  • the superconducting magnet device 5 needs to be frequently excited and demagnetized between radiation irradiation and surgery. Such excitation or demagnetization is desirably performed in a very short time.
  • FIG. 3 is a schematic diagram conceptually showing the structure of the coil portion that becomes the magnetomotive force of the superconducting magnet device 5 according to the second embodiment.
  • the superconducting magnet apparatus 5 according to the second embodiment is the same as the superconducting magnet apparatus 5 of the magnetic resonance imaging apparatus 1 provided in the MRI-guided radiation therapy apparatus S (or the operating room according to the modification) according to the first embodiment. Can be applied.
  • the superconducting magnet device 5 as shown in FIG. 9 surrounds the imaging region 6 with the cryogenic container 9 that houses the pair of upper and lower superconducting coils 8 and the iron core 10 for passing the generated magnetic flux.
  • the superconducting magnet device 5 a uniform and stable magnetic field in the vertical direction is generated in the imaging region 6.
  • FIG. 3 shows a vertical cross-sectional structure of one (for example, the upper side) of the pair of upper and lower superconducting coils 8 constituting the superconducting magnet device 5, and the two superconducting coils 8 shown in FIG. It corresponds to a shield coil.
  • the superconducting magnet device 5 includes a superconducting coil winding 21, a current lead 22, a vacuum vessel 23, a radiation shield 24, a cooling plate 25, a cryogenic refrigerator 26, a hydraulic mechanism (drive). Part) 27.
  • the superconducting coil winding 21 is made of, for example, a wire made of a so-called high temperature superconductor, and is connected to the excitation power source 11 (see FIG. 2) via a current lead 22.
  • the superconducting coil winding 21 is incorporated in the vacuum vessel 23 and the radiation shield 24 in a heat-insulated state (the heat-insulating support portion is not shown). Further, the superconducting coil winding 21 is cooled so as to keep the superconducting coil winding 21 superconductive by being thermally connected to the cryogenic refrigerator 26 via the cooling plate 25.
  • the cooling plate 25 is generally composed of a good heat conductor for cooling efficiency, and is made of, for example, aluminum or copper.
  • the cooling plate 25 is connected to a hydraulic mechanism 27 and is configured to be able to make thermal contact with or separate from the superconducting coil winding 21.
  • the hydraulic mechanism 27 is configured to be able to move the cooling plate 25, the state where the superconducting coil winding 21 and the cooling plate 25 are in thermal contact, the superconducting coil winding 21 and the cooling plate 25, Is configured to be able to switch between a thermally separated state (see arrows in FIG. 3).
  • FIG. 4 is a flowchart showing a procedure for exciting the superconducting magnet device 5 according to the second embodiment.
  • the cooling plate 25 is brought into thermal contact with the superconducting coil winding 21 by the hydraulic mechanism 27. It has been. Thereby, the superconducting coil winding 21 is thermally connected to the cryogenic refrigerator 26 and cooled.
  • the cooling plate 25 When exciting the superconducting magnet device 5, first, the cooling plate 25 is separated from the superconducting coil winding 21 by the hydraulic mechanism 27 (step S101). Thereafter, the superconducting coil 8 is excited by the excitation power source 11 (see FIG. 2) (step S102). After excitation, the cooling plate 25 is brought into thermal contact with the superconducting coil winding 21 again by the hydraulic mechanism 27 (step S103). When the superconducting coil winding 21 and the cooling plate 25 are in thermal contact, the superconducting coil winding 21 recovers cooling by the cryogenic refrigerator 26.
  • the cooling plate 25 is brought into thermal contact with the superconducting coil winding 21 by the hydraulic mechanism 27. Thereby, the superconducting coil winding 21 is thermally connected to the cryogenic refrigerator 26 and cooled.
  • the cooling plate 25 is separated from the superconducting coil winding 21 by the hydraulic mechanism 27 (step S101). Thereafter, the superconducting coil 8 is demagnetized (step S102). After demagnetization, the cooling plate 25 is brought into thermal contact with the superconducting coil winding 21 again by the hydraulic mechanism 27 (step S103). Thereby, the superconducting coil winding 21 recovers cooling by the cryogenic refrigerator 26.
  • the cooling plate 25 is thermally separated from the superconducting coil winding 21 in advance in a transition period in which the current flowing through the superconducting coil winding 21 changes with excitation and demagnetization.
  • the cooling plate 25 is generally composed of a good heat conductor. This also means that the cooling plate 25 is a good electrical conductor. For this reason, when the superconducting magnet device 5 is excited and demagnetized, an eddy current is induced in the cooling plate 25 which is a good electric conductor, and the loss becomes a heat source. As described above, considering the application of performing excitation and demagnetization in a short time between radiation irradiation and surgery as intended by the present invention, the heat generation of the cooling plate 25 maintains the superconducting coil winding 21 in a superconducting state. Fever to avoid above.
  • the cooling plate 25 is thermally separated from the superconducting coil winding 21 during excitation or demagnetization. For this reason, even if the cooling plate 25 generates heat due to eddy current, it does not contribute to the temperature rise of the superconducting coil winding 21, and the superconducting state of the superconducting coil winding 21 (superconducting coil 8) can be maintained. During excitation or demagnetization (in other words, while the cooling plate 25 and the superconducting coil winding 21 are thermally separated), the superconducting coil winding 21 itself is maintained at a very low temperature.
  • the superconducting magnet device 5 even if the cooling plate 25 temporarily becomes high temperature, heat is not transferred to the superconducting coil winding 21, so that it is extremely short, for example, about several minutes. Thus, the superconducting magnet device 5 (superconducting coil 8) can be excited or demagnetized. Therefore, switching from the first operation to the second operation of the superconducting magnet device 5 and switching from the second operation to the first operation can be performed at higher speed.
  • the cooling plate 25 is described as being driven by the hydraulic mechanism 27.
  • the present invention is not limited to this. It is only necessary to be able to switch between a state in which the cooling plate 25 and the superconducting coil winding 21 are in thermal contact and a state in which they are thermally separated, and the drive system is not limited to a hydraulic mechanism.
  • step S103 it is determined whether or not the temperature of the cooling plate 25 is equal to or lower than a predetermined temperature. Then, the cooling plate 25 may be brought into contact with the superconducting coil winding 21. In this determination, the temperature of the cooling plate 25 may be detected, the temperature of the cooling plate 25 may be estimated from the heat load processed by the cryogenic refrigerator 26, and excitation (or demagnetization) is completed. If the predetermined time elapses, the temperature of the cooling plate 25 may be regarded as being equal to or lower than the predetermined temperature.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 is arranged as close as possible to the surgical instrument and the radiation therapy apparatus, and at the same time, the leakage magnetic field is used for the surgical instrument and the therapy apparatus in a time zone when imaging is not performed.
  • a method has been disclosed in which the superconducting magnet device 5 is demagnetized in a time zone during which imaging is not performed (during the second operation).
  • FIG. 5 is a schematic diagram showing a circuit configuration of a coil portion serving as a magnetomotive force of the superconducting magnet device 5 according to the third embodiment.
  • FIG. 6 is a configuration diagram of the superconducting magnet device 5 according to the third embodiment. Note that the superconducting magnet device 5 according to the third embodiment is the same as the superconducting magnet device 5 of the magnetic resonance imaging apparatus 1 included in the MRI-guided radiotherapy device S (or the operating room according to the modification) according to the first embodiment. Can be applied.
  • the superconducting magnet device 5 includes a first circuit (first circuit) 31 and a second circuit (second circuit) 36.
  • the first circuit 31 is a circuit for generating a uniform and stable strong magnetic field (main magnetic field) in the imaging region 6, and includes a superconducting coil (first superconducting coil) 32, an excitation power source 33, a power switch 34, , And a permanent current switch 35.
  • the second circuit 36 is a circuit for generating a magnetic field that suppresses a leakage magnetic field generated as the first circuit 31 generates the main magnetic field, and is a superconducting coil (second superconducting coil) 37. And an excitation power source 38 and a power switch 39.
  • FIG. 6 shows an example of a configuration in which the superconducting coil 32 of the first circuit 31 and the superconducting coil 37 of the second circuit 36 are arranged coaxially.
  • the superconducting coil 32 of the first circuit 31 and the superconducting coil 37 of the second circuit 36 are configured to generate magnetic fields in opposite directions.
  • the superconducting coil 32 of the first circuit 31 remains in an excited state, and the superconducting coil 37 of the second circuit 36 is demagnetized. Thereby, a uniform and stable strong magnetic field (main magnetic field) is generated in the imaging region 6 by the superconducting coil 32.
  • the superconducting coil 37 of the second circuit 36 when performing the second operation, the superconducting coil 37 of the second circuit 36 is excited while the superconducting coil 32 of the first circuit 31 is in an excited state. To do. Thereby, a uniform and stable strong magnetic field (main magnetic field) is generated in the imaging region 6 by the superconducting coil 32, and a magnetic field (cancellation magnetic field) for suppressing the leakage magnetic field of the main magnetic field is generated by the superconducting coil 37.
  • the range of the leakage magnetic field is reduced, and the irradiation nozzle 2 and its driving mechanism disposed in the vicinity of the superconducting magnet device 5 are out of the range of the leakage magnetic field (the magnetic field strength is 0.5 mT or more).
  • the influence of the leakage magnetic field can be suppressed.
  • the first operation and the second operation of the superconducting magnet device 5 are switched by demagnetizing or exciting the superconducting coil 37 of the second circuit 36.
  • the superconducting coil 32 of the first circuit 31 for generating the main magnetic field used for imaging of the magnetic resonance imaging apparatus 1 is generated because excitation and demagnetization is not performed even when the first operation and the second operation are switched.
  • the applied strong magnetic field can be made uniform and stable.
  • the magnetic field generated by the superconducting coil 37 of the second circuit 36 is only required to suppress (cancel) the leakage magnetic field of the main magnetic field generated by the superconducting coil 32 of the first circuit 31, and there is a need for uniformity and stability.
  • the degree is small compared to the main magnetic field.
  • the superconducting magnet device 5 according to the third embodiment can excite and demagnetize the superconducting coil 37 of the second circuit 36 at high speed, and can switch between the first operation and the second operation at high speed. .
  • imaging is performed in the MRI-guided radiotherapy apparatus S in which the magnetic resonance imaging apparatus 1 is disposed in the vicinity of the radiation therapy apparatus (irradiation nozzle 2) or in the operating room in which the magnetic resonance imaging apparatus 1 is disposed as close as possible to the surgical instrument. It is possible to more easily excite and demagnetize the superconducting magnet device 5 in order to prevent the leakage magnetic field from affecting the treatment apparatus and the surgical instrument during the non-operational time zone.
  • the interlock mechanism switches the superconducting magnet device 5 from the second operation to the first operation.
  • the magnetic body position information analyzer 13 Prior to demagnetizing the superconducting coil 37 of the second circuit 36, the magnetic body position information analyzer 13 performs the above-described determination.
  • the position of the IC chip 14 (the position of the magnetic material jig 15) is inside the leakage magnetic field range 16
  • the magnetic body position information analyzer 13 generates an interlock signal for the excitation power source 38, Demagnetization of the superconducting coil 37 is prohibited (interlocked).
  • the magnetic body position information analyzer 13 when the IC chip 14 (magnetic material jig 15) is not located inside the leakage magnetic field range 16, the magnetic body position information analyzer 13 generates an interlock release signal for the excitation power supply 38, thereby superconducting coil. 37 is allowed to be demagnetized (interlock is released).
  • a cooling plate for cooling the superconducting wire of the superconducting coil 37 of the second circuit 36 to be demagnetized is provided as a hydraulic mechanism. Therefore, it is preferable to be able to drive.
  • operation can be speeded up.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 is disposed as close as possible to the surgical instrument or the radiation therapy apparatus, and at the same time, the leakage magnetic field is in a time zone during which imaging is not performed.
  • the superconducting magnet device 5 is demagnetized or the projection magnetic field is suppressed (cancelled) during a time period during which imaging is not performed (during the second operation). The method of doing was disclosed.
  • Such excitation and demagnetization are assumed to be performed a plurality of times during surgery and radiation irradiation, for example.
  • a part of the energy input from the excitation power supply 11 is stored as magnetic energy.
  • the magnetic energy is recovered from the superconducting magnet device 5 by demagnetization, and finally discharged as heat.
  • the discharged magnetic energy occupies a considerable portion of the energy input from the excitation power supply 11, but the power consumption increases significantly when excitation and demagnetization are repeated.
  • a structure for solving this is disclosed.
  • FIG. 7 is a configuration diagram of the superconducting magnet device 5 according to the fourth embodiment.
  • FIG. 8 is a circuit configuration diagram of the superconducting magnet device 5 according to the fourth embodiment. Note that the superconducting magnet device 5 according to the fourth embodiment is the same as the superconducting magnet device 5 of the magnetic resonance imaging apparatus 1 included in the MRI-guided radiotherapy device S (or the operating room according to the modification) according to the first embodiment. Can be applied.
  • the superconducting magnet device 5 is provided with a power storage device (energy recovery device) 41 so that the energy that is normally discharged as heat is recovered and reused to reduce power consumption. .
  • FIG. 8 shows an example of a circuit configuration of the power storage device 41 when energy is collected in a device such as a capacitor bank (power storage unit) 42, for example.
  • the superconducting magnet device 5 and the power storage device 41 electrically connected thereto are provided with three switches (S1 to S3).
  • excitation is performed by connecting the excitation power source 11 to the superconducting magnet device 5.
  • all the switches S1 to S3 are open (OFF).
  • the switch S1 permanent current switch
  • the exciting power supply 11 is disconnected from the circuit, whereby the superconducting magnet device 5 is put into permanent current operation.
  • the switch S2 is closed and then the switch S1 is opened.
  • a voltage is generated at both ends of the quench protection circuit 40, and charging of the capacitor bank 42 is started by this voltage.
  • the circuit oscillates because it constitutes an LC circuit composed of the superconducting coil 8 and the capacitor bank 42.
  • the switch S2 is opened at the 1 ⁇ 4 period of the oscillation frequency, the circuit accumulates in the superconducting magnet device 5. A part of the magnetic energy is held in the capacitor bank 42.
  • switch S2 When energizing again, first, switch S2 is opened and switch S3 is closed. As a result, discharge starts from the capacitor bank 42 to the superconducting magnet device 5 and oscillates as an LC circuit as described above. If the switch S3 is opened and the switch S1 is closed at the 3/4 period, the energy stored in the capacitor bank 42 is transferred to the superconducting magnet device 5. Further, in such exchange of energy, a loss is generated by the quench protection circuit 40. Finally, the current lost by the loss from the excitation power supply 11 is added.
  • the MRI-guided radiotherapy apparatus S that arranges the magnetic resonance imaging apparatus 1 in the vicinity of the radiotherapy apparatus (irradiation nozzle 2) and the surgery that arranges the magnetic resonance imaging apparatus 1 as close as possible to the surgical instrument.
  • Magnetic energy stored in the superconducting magnet device 5 in the room when the superconducting magnet device 5 is demagnetized so that the leakage magnetic field does not affect the treatment device or the surgical instrument in the time zone when imaging is not performed. Can be recovered and reused.
  • the power consumption at the time of exciting and demagnetizing the superconducting magnet device 5 that is supposed to be performed a plurality of times during surgery or radiation irradiation is reduced.
  • the charging to the power storage device 41 has been described as a quarter cycle of the oscillation frequency and the re-excitation is a 3/4 cycle, it is not limited to this.
  • the same result can be obtained by using a 3/4 cycle for charging and a 1/4 cycle for re-excitation.
  • any combination such as an integral multiple of each can be used as long as charging and re-excitation can be performed correctly.
  • capacitor bank 42 was illustrated as the electric power storage apparatus 41, in order to achieve the meaning of this invention, it is not limited to this, A circuit structure is also limited to what is shown in FIG. is not.
  • the power storage device 41 on the second circuit 36 side it is preferable to provide the power storage device 41 on the second circuit 36 side to be excited and demagnetized.

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Abstract

漏洩磁場による影響を抑制した超電導磁石装置、磁気共鳴撮像装置、ＭＲＩ誘導下放射線治療装置、および、手術室を提供する。 主磁場を生成するように運転する第１運転と、主磁場を消磁する、または、主磁場の漏洩磁場を抑制するように運転する第２運転と、を切り換えることが可能な超電導電磁石装置（５）であって、超電導コイル（８）と、超電導コイル（８）を励磁する励磁電源（１１）と、第１運転で生成される主磁場の漏洩磁場が及ぶ範囲内に磁性体が位置するか否かを検出する磁性体検出部（１２）と、磁性体検出部（１２）の検出結果にもとづいて、励磁電源（１１）による超電導コイル（８）の励磁を禁止するインターロック部（１３）と、を備え、磁性体検出部（１２）が、漏洩磁場が及ぶ範囲内に磁性体が位置しないと判定した場合、インターロック部（１３）は、励磁電源（１１）による超電導コイル（８）の励磁の禁止を解除する。

Description

超電導磁石装置、磁気共鳴撮像装置、ＭＲＩ誘導下放射線治療装置、および、手術室
　本発明は、超電導磁石装置、磁気共鳴撮像装置、ＭＲＩ誘導下放射線治療装置、および、手術室に関する。
　特許文献１には、放射線治療装置および磁気共鳴撮像装置を備える手術室が開示されている。
特開２００７－１４４０６６号公報
　一般に、磁気共鳴撮像装置は、撮像空間に均一かつ安定な強磁場を生成する磁石装置をもち、この強磁場を発生するための手段（起磁力源）として、永久磁石や超電導コイルが使われる。起磁力源は、撮像空間に均一かつ安定な強磁場を生成するのと同時に、磁石装置の周囲にも磁束を漏洩させ、漏洩磁場を形成する。
　このような磁気共鳴撮像装置を用いて、適宜画像情報を得ながら手術をしたり、あるいは、放射線治療装置のような治療装置による治療を行ったりするに際しては、磁気共鳴撮像装置が発生する漏洩磁場が手術器具や装置、あるいは、放射線治療装置などに影響を与えるおそれがある。例えば、磁性体からなる手術器具が磁石装置に吸引されるような事象は防がなければならない。
　これに対し、特許文献１で開示されるように、漏洩磁場の及ぶ範囲の外に手術器具を配置することが一般的である。また、手術器具が漏洩磁場の及ぶ範囲の外から漏洩磁場の及ぶ範囲の内に侵入することを検知し警告したり、手術器具が漏洩磁場の及ぶ範囲の内に侵入することを物理的に阻止したりすることが知られている。
　一方で、適宜画像情報を得ながら手術をしたり、あるいは、放射線治療装置のような治療装置による治療を行ったりする場合、手術器具や治療装置は、撮像装置である磁気共鳴撮像装置の近傍に配置されることが望ましい。しかしながら、特許文献１で開示された方法では、漏洩磁場の及ぶ範囲の内側に磁性体からなる手術器具を配置することはできない。
　そこで、本発明は、漏洩磁場による影響を抑制した超電導磁石装置、磁気共鳴撮像装置、ＭＲＩ誘導下放射線治療装置、および、手術室を提供することを課題とする。
　このような課題を解決するために、本発明に係る超電導磁石装置は、主磁場を生成するように運転する第１運転と、前記主磁場を消磁する、または、前記主磁場の漏洩磁場を抑制するように運転する第２運転と、を切り換えることが可能な超電導電磁石装置であって、超電導コイルと、前記超電導コイルを励磁する励磁電源と、前記第１運転で生成される主磁場の前記漏洩磁場が及ぶ範囲内に磁性体が位置するか否かを検出する磁性体検出部と、前記磁性体検出部の検出結果にもとづいて、前記励磁電源による前記超電導コイルの励磁を禁止するインターロック部と、を備え、前記磁性体検出部が、前記漏洩磁場が及ぶ範囲内に磁性体が位置しないと判定した場合、前記インターロック部は、前記励磁電源による前記超電導コイルの励磁の禁止を解除することを特徴とする。
　また、本発明に係る磁気共鳴撮像装置は、前述の超電導電磁石装置を備えることを特徴とする。また、本発明に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置は、前述の磁気共鳴撮像装置と、放射線を照射する照射ノズルと、を備えることを特徴とする。また、本発明に係る手術室は、前述の磁気共鳴撮像装置を備えることを特徴とする。
　本発明によれば、漏洩磁場による影響を抑制した超電導磁石装置、磁気共鳴撮像装置、ＭＲＩ誘導下放射線治療装置、および、手術室を提供することができる。
第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置の構成図である。 第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置の超電導磁石装置における励磁機構を説明する模式図である。 第２実施形態に係る超電導磁石装置の起磁力となるコイル部分の構造を概念的に示した模式図である。 第２実施形態に係る超電導磁石装置を励磁する手順を示すフローチャートである。 第３実施形態に係る超電導磁石装置の起磁力となるコイル部分の回路構成を示した模式図である。 第３実施形態に係る超電導磁石装置の構成図である。 第４実施形態に係る超電導磁石装置の構成図である。 第４実施形態に係る超電導磁石装置の回路構成図である。 超電導磁石装置の斜視図である。 変形例に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置の構成図である。
　以下、本発明を実施するための形態（以下「実施形態」という）について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。なお、各図において、共通する部分には同一の符号を付し重複した説明を省略する。
≪第１実施形態≫
　第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓの構成について、図１を用いて説明する。図１は、第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓの構成図である。
　ＭＲＩ誘導下放射線治療（MRI Guided Radio Therapy）装置Ｓは、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ；Magnetic Resonance Imaging）装置を併設した放射線治療装置である。ＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓは、磁気共鳴撮像装置１と、照射ノズル２と、寝台３と、を備えている。
　照射ノズル２は、放射線を腫瘍などの照射対象へ照射することができるようになっている。例えば、照射ノズル２は、いわゆる粒子線がん治療装置のように、シンクロトロンやサイクロトロンなどの粒子線加速器（図示せず）で加速された荷電粒子（放射線）や、いわゆるＸ線治療装置のように、Ｘ線源（図示せず）で発生したＸ線（放射線）を照射対象へ照射する。また、照射ノズル２は、その駆動機構（図示せず）により、腫瘍などの照射対象をもつ患者４を載せる寝台３の周囲を回転できるように配置されている。
　寝台３は、照射ノズル２やその駆動機構（図示せず）の近傍に配置された磁気共鳴撮像装置１の撮像位置まで、患者４を載せたまま移動できるように構成されている。ここで、磁気共鳴撮像装置１が照射ノズル２やその駆動機構の近傍に配置されるとは、例えば、磁気共鳴撮像装置１の超電導磁石装置５が撮像のために撮像領域６に均一で安定な強磁場を生成するのに伴い超電導磁石装置５の外側に生成される漏洩磁場の範囲内に、照射ノズル２やその駆動機構が配置されることをいう。また、漏洩磁場の範囲外とは、一般には磁気共鳴撮像装置１（超電導磁石装置５）から十分に離れて漏洩磁場が十分に小さくなる、例えば、磁場の強度が０．５ｍＴ未満になるような範囲をさす。また、漏洩磁場の範囲内とは、この漏洩磁場の範囲外よりも内側（例えば、磁場の強度が０．５ｍＴ以上である範囲）をさす。
　このようなＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓにおいて、磁気共鳴撮像装置１と、照射ノズル２やその駆動機構（図示せず）と、を互いに近傍に配置する理由は、磁気共鳴撮像装置１で腫瘍の位置を確認してから、照射ノズル２で腫瘍に放射線を照射するような場合に、患者４の移動距離を短くすることが望ましいからである。患者４の移動距離を短くすることにより、一例を挙げると、腫瘍のその他の体組織に対する位置変化を小さく抑えることができるという利点がある。
　磁気共鳴撮像装置１は、撮像領域６に強磁場を生成する超電導磁石装置５を備えている。図９は、超電導磁石装置５の斜視図である。図１および図９に示すように、超電導磁石装置５は、寝台３に載せられた患者を撮像位置（撮像領域６）に移動させやすくするために、患者４の出入りのための開口７が広くとられており、図１に示す磁気共鳴撮像装置１はいわゆるオープン型の磁気共鳴撮像装置である。
　このようなオープン型の磁気共鳴撮像装置１に用いられる超電導磁石装置５は、例えば、上下一対の超電導コイル８（図１参照）を収納した極低温容器９と、発生した磁束を通すための鉄心１０とで、撮像領域６を囲むように磁気回路をなす電磁石装置であり、この超電導磁石装置５の場合、撮像領域６に上下方向の均一で安定な磁場を生成する。このような磁気回路に閉じ込めきれない磁束が、漏洩磁場として超電導磁石装置５の周囲に磁場を生成する。
　ここで、放射線治療装置が備える照射ノズル２やその駆動機構（図示せず）は、本来、その運転時に強磁場に晒されることを想定していない。このため、ＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓにおいて、照射ノズル２やその駆動機構（図示せず）が超電導磁石装置５の漏洩磁場の範囲内に配置されるような場合、その影響を受けるおそれがある。例えば、荷電粒子を加速、照射する粒子線がん治療装置の場合、照射ノズル２から照射される荷電粒子の軌道は磁場の影響を受けて変化する。このことは荷電粒子の照射精度の低下をもたらす。したがって、ＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓにおいて、腫瘍などの照射対象に放射線を照射しようとするときは、照射ノズル２の近傍に磁場が生成されていないことが望まれる。
　このため、第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓの超電導磁石装置５は、撮像領域６に均一で安定な強磁場を生成する第１運転と、撮像領域６に均一で安定な強磁場を生成しない（消磁する）第２運転と、を切り換えて運転することができるようになっている。このような構成とすることにより、磁気共鳴撮像装置１として撮像をしている時間帯においては、超電導磁石装置５は強磁場（主磁場）を生成する第１運転を行うことができる。一方、例えば、患者４の照射対象（腫瘍など）に照射ノズル２から放射線を照射しているときのように、磁気共鳴撮像装置１として撮像をしていない時間帯においては、超電導磁石装置５は強磁場を生成しない第２運転を行うことができる。
　なお、第１実施形態の説明において、撮像領域６の均一で安定な強磁場を生成しない第２運転とは、超電導磁石装置５を消磁するものとして説明するが、第２運転はこれに限られるものではない。例えば、主磁場を小さくする等により、漏洩磁場の範囲も小さくする運転であってもよい。具体的には、照射ノズル２やその駆動機構、照射ノズル２から照射される放射線が漏洩磁場の範囲外に位置するように、漏洩磁場の範囲を小さくする運転であってもよい。
　図２は、第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓの超電導磁石装置５における励磁機構を説明する模式図である。
　図２に示すように、第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓの超電導磁石装置５には、電流リード１７を介して超電導磁石装置５の超電導コイル８（図１参照）を励磁する励磁電源１１が備えられている。この励磁電源１１を制御することにより、撮像領域６の均一で安定な強磁場を生成する第１運転と、撮像領域６の均一で安定な強磁場を生成しない第２運転と、を自由に切り換えて運転することができる。
　これにより、前述の撮像をしていない時間帯（第２運転時）においては、超電導磁石装置５の漏洩磁場も存在しないため、照射ノズル２から照射される放射線が磁場（漏洩磁場）の影響を受けることはないし、照射ノズル２やその駆動機構も同様である。
　ここで、撮像をしていない時間帯（第２運転時）において、撮像領域６に強磁場が生成されていないということは、その間、超電導磁石装置５の漏洩磁場範囲１６（第１運転時における超電導磁石装置５の漏洩磁場の範囲内）の内側に、磁性材からなる磁性材治具（磁性体）１５を持ち込むことができるようになるということを意味する。このことにより、例えば、放射線治療に用いる治具類の材質の選択肢が広がるという利点が得られる。
　一方で、再び撮像するために、超電導磁石装置５を励磁し、撮像領域６に均一で安定な強磁場を生成するに際しては、持ち込まれた磁性材治具１５が確実に漏洩磁場範囲１６の外に撤去されなければならない。
　このような課題に対し、第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓの超電導磁石装置５は、超電導コイル８（図１参照）と、超電導コイル８を励磁する励磁電源１１と、位置評定プローブ（磁性体検出部）１２と、磁性体位置情報分析装置（インターロック部）１３と、を備えている。また、漏洩磁場範囲１６に持ち込まれる磁性材治具１５には、ＩＣチップ１４が取り付けられている。
　位置評定プローブ１２は、漏洩磁場範囲１６を囲むように複数設けられており、各位置評定プローブ１２が磁性材治具１５に取り付けられたＩＣチップ１４と通信する。
　磁性体位置情報分析装置１３は、位置評定プローブ１２の検出信号に基づいて、各位置評定プローブ１２とＩＣチップ１４との距離（または方向）を推定し、各位置評定プローブ１２の配置と推定したＩＣチップ１４との距離からＩＣチップ１４の位置、即ち、磁性材治具１５の位置を推定することができるようになっている。また、磁性体位置情報分析装置１３は、推定した磁性材治具１５の位置が漏洩磁場範囲１６の内側か外側かを判定することができるようになっている。
　また、超電導磁石装置５を励磁する（第２運転から第１運転へ切り換える）に先立ち、磁性体位置情報分析装置１３は前述の判定を行う。そして、ＩＣチップ１４の位置（磁性材治具１５の位置）が漏洩磁場範囲１６の内側である場合、磁性体位置情報分析装置１３は、励磁電源１１に対しインターロック信号を生成することにより、超電導磁石装置５の励磁を禁止する（インターロックする）。即ち、第２運転から第１運転へ切り換えを禁止する。一方、漏洩磁場範囲１６の内側にＩＣチップ１４（磁性材治具１５）が漏洩磁場範囲１６の内側に位置しない場合、磁性体位置情報分析装置１３は、励磁電源１１に対しインターロック解除信号を生成することにより、超電導磁石装置５の励磁を許可する（インターロックを解除する）。即ち、第２運転から第１運転へ切り換えを許可する。
　以上のように、第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓによれば、磁気共鳴撮像装置１が撮像をしていない時間帯（第２運転時）において、そもそも主磁場を発生ししておらず漏洩磁場も発生しないから、漏洩磁場範囲内での放射線照射が容易になるほか、磁性材の扱いを柔軟にすることができる。
　加えて、磁性体（磁性材治具１５）の位置を検出、監視するインターロック機構（位置評定プローブ１２、磁性体位置情報分析装置１３、ＩＣチップ１４）を備えており、超電導磁石装置５の励磁に際して漏洩磁場範囲１６に磁性体を置き忘れた際などに磁性体が漏洩磁場の影響を受けることを防ぐことができる。
　なお、第１実施形態においては、照射ノズル２を備えるＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓを例に示したが、これに限られるものではない。例えば、インターロック機構（位置評定プローブ１２、磁性体位置情報分析装置１３）を有する磁気共鳴撮像装置１と、寝台３としての手術台と、を備える外科手術の手術室にあっても、同様の効果が得られることは明らかである。即ち、磁性材からなる手術器具（磁性体）にＩＣチップ１４を取り付け、位置評定プローブ１２、磁性体位置情報分析装置１３によりＩＣチップ１４の位置（磁性体の位置）を検知して、ＩＣチップ１４の位置が漏洩磁場範囲１６の内側か外側かを判定し、励磁電源１１に対して超電導磁石装置５の励磁の許可／禁止を指令する。これにより、手術の際に用いる手術器具における磁性材の扱いを柔軟にすることができる。また、超電導磁石装置５の励磁に際して漏洩磁場範囲１６に磁性体を置き忘れた際などに磁性体が漏洩磁場の影響を受けることを防ぐことができる。
　また、磁気共鳴撮像装置１およびこれに用いる超電導磁石装置５としては、図１および図９では、鉄心１０を用いて磁気回路を構成するような構造を例示したが、本発明の目的を達成するには鉄心が存在することは必須ではなく、空芯の磁気回路であってもよいことはもちろん、図９に示すようなオープン型である必要もないことも明らかである。
　図１０は、変形例に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓの構成図である。ＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓの構成は、図１に示すような構成に限られるものではなく、図１０に示すような形状あるいは配置であってもよい。例えば、図１０に示すように、超電導コイル８が左右一対で配置されていてもよい。また、この構成において、寝台３は患者４の体軸方向に患者４を移動することができるようになっている。また、照射ノズル２は、撮像領域６内の照射対象に放射線を照射することができるようになっている。
　なお、第１実施形態においては、磁性材治具１５にＩＣチップ１４を取り付け、位置評定プローブ１２により磁性材治具１５の位置を求めるものとして説明したが、磁性材治具１５の検知はこれに限られるものではない。例えば、漏洩磁場範囲１６を撮像可能なカメラを備え、画像解析により磁性材治具１５の位置や漏洩磁場範囲１６内に磁性材治具１５が存在するか否かを判定するようにしてもよい。このような構成とすることにより、磁性体（磁性材治具１５、手術器具）へのＩＣチップ１４の取り付けを不要とすることができる。
　また、第１実施形態においては、インターロック機構が磁性材治具１５の位置を検出する機能を有するものとして説明したが、これに限られるものではなく、少なくとも磁性材治具１５が漏洩磁場範囲１６の内側に存在するか否かを判定できればよい。
　一方、第１実施形態のように、磁性材治具１５の位置を検出する機能を有することにより、その位置を表示部（図示せず）に表示するようにしてもよい。これにより、磁性材治具１５を取り除くことが容易となる。
≪第２実施形態≫
　ＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓ（図１参照）に用いられる超電導磁石装置５は、磁気共鳴撮像装置１として撮像をしている時間帯においては強磁場を生成する第１運転を行い、患者４の照射対象（腫瘍など）に照射ノズル２から放射線を照射しているときのように磁気共鳴撮像装置１として撮像をしていない時間帯においては強磁場を生成しない第２運転を行うことができるように構成されている。また、変形例に係る手術室の磁気共鳴撮像装置１に用いられる超電導磁石装置５についても同様である。
　つまり、超電導磁石装置５は、放射線照射や手術の合間に、励磁をしたり、消磁をしたり、を頻繁に繰り返す必要がある。このような励磁や消磁は、極めて短時間に行われることが望ましい。
　一方、近年の超電導磁石は、その資源量や価格の問題、扱いやすさの観点から、超電導コイルを超電導状態に保つ極低温を得るために冷媒として用いる液体ヘリウムの使用量を減らす、または、使わないことが望まれている。しかし、超電導コイルの励磁や消磁に際しては、超電導線材の特性や構造材料の特性上、損失が発生する。液体ヘリウム冷媒を少量しか、または、全く使用しないような超電導磁石では、冷媒による除熱が期待できないから、コイルの温度上昇が超電導コイルを超電導状態に維持する上で課題となる。第２実施形態では、これを解決するための構造を開示する。
　第２実施形態に係る超電導磁石装置５について、図３を用いて説明する。図３は、第２実施形態に係る超電導磁石装置５の起磁力となるコイル部分の構造を概念的に示した模式図である。なお、第２実施形態に係る超電導磁石装置５は、第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓ（または、変形例に係る手術室）が備える磁気共鳴撮像装置１の超電導磁石装置５に適用することができる。
　なお、図９で示すような超電導磁石装置５は、前述のとおり、上下一対の超電導コイル８を収納した極低温容器９と、発生した磁束を通すための鉄心１０とで、撮像領域６を囲むように磁気回路をなす電磁石であって、この超電導磁石装置５の場合、撮像領域６に上下方向の均一で安定な磁場を生成する。図３では、超電導磁石装置５を構成する上下一対の超電導コイル８のうち、一方（例えば、上側）の縦断面構造を示しており、図３に示す２つの超電導コイル８が、例えばメインコイルおよびシールドコイルに相当する。
　第２実施形態に係る超電導磁石装置５は、超電導コイル巻線２１と、電流リード２２と、真空容器２３と、輻射シールド２４と、冷却板２５と、極低温冷凍機２６と、油圧機構（駆動部）２７と、を備えている。
　超電導コイル巻線２１は、例えば、いわゆる高温超電導体による線材からなり、電流リード２２を介して励磁電源１１（図２参照）と接続されている。また、超電導コイル巻線２１は、真空容器２３、輻射シールド２４に断熱状態で（断熱支持部分は図示していない）内蔵されている。また、超電導コイル巻線２１は、冷却板２５を介して極低温冷凍機２６に熱的に接続されることにより、超電導コイル巻線２１を超伝導に維持すべく冷却されている。
　冷却板２５は、一般的に冷却効率のため熱良導体で構成され、例えば、アルミニウム、銅などからなる。この冷却板２５は、油圧機構２７と接続されており、超電導コイル巻線２１に対し熱的な接触をさせたり離したりすることができるように構成されている。
　油圧機構２７は、冷却板２５を移動することができるように構成されており、超電導コイル巻線２１と冷却板２５とが熱的に接触した状態と、超電導コイル巻線２１と冷却板２５とが熱的に離した状態と、を切り換えることができるように構成されている（図３矢印参照）。
　次に、第２実施形態に係る超電導磁石装置５を励磁する手順について、図４を用いて説明する。図４は、第２実施形態に係る超電導磁石装置５を励磁する手順を示すフローチャートである。
　まず、消磁状態、即ち、超電導磁石装置５が撮像領域６に均一で安定な強磁場を生成していない状態においては、油圧機構２７により冷却板２５が超電導コイル巻線２１と熱的に接触させられている。これにより、超電導コイル巻線２１は、極低温冷凍機２６と熱的に接続され冷却されている。
　超電導磁石装置５を励磁する際には、まず、油圧機構２７により冷却板２５が超電導コイル巻線２１から離される（ステップＳ１０１）。その後、励磁電源１１（図２参照）により、超電導コイル８が励磁される（ステップＳ１０２）。励磁後は、油圧機構２７により冷却板２５が超電導コイル巻線２１と再び熱的に接触させられる（ステップＳ１０３）。超電導コイル巻線２１と冷却板２５が熱的に接触することにより、超電導コイル巻線２１は、極低温冷凍機２６による冷却を回復する。
　なお、超電導磁石装置５を励磁する際について説明したが、超電導磁石装置５を消磁する際にも図４に示す手順と同様の手順を踏む。
　即ち、励磁状態においては、油圧機構２７により冷却板２５が超電導コイル巻線２１と熱的に接触させられている。これにより、超電導コイル巻線２１は、極低温冷凍機２６と熱的に接続され冷却されている。超電導磁石装置５を消磁する際には、まず、油圧機構２７により冷却板２５が超電導コイル巻線２１から離される（ステップＳ１０１）。その後、超電導コイル８が消磁される（ステップＳ１０２）。消磁後は、油圧機構２７により冷却板２５が超電導コイル巻線２１と再び熱的に接触させられる（ステップＳ１０３）。これにより、超電導コイル巻線２１は、極低温冷凍機２６による冷却を回復する。
　即ち、励磁や消磁に伴って、超電導コイル巻線２１を流れる電流が変化する過渡期には、予め冷却板２５が超電導コイル巻線２１から熱的に離されている。
　冷却板２５は、前述のとおり、一般には熱良導体で構成される。このことは、冷却板２５が電気良導体であることも意味する。このため、超電導磁石装置５の励磁・消磁に際して、電気良導体である冷却板２５に渦電流が誘起され、その損失が発熱源となる。前述したように、本発明が対象とするような放射線照射や手術の合間に短時間に励消磁を行う用途を考えると、冷却板２５の発熱は、超電導コイル巻線２１を超電導状態に維持する上で避けるべき発熱である。
　以上のように、第２実施形態に係る超電導磁石装置５によれば、励磁中または消磁中においては、冷却板２５は超電導コイル巻線２１と熱的に離れている。このため、冷却板２５が渦電流により発熱しても超電導コイル巻線２１の温度上昇に寄与せず、超電導コイル巻線２１（超電導コイル８）の超電導状態を保つことができる。なお、励磁中または消磁中（換言すれば、冷却板２５と超電導コイル巻線２１とが熱的に離れている間）においては、超電導コイル巻線２１自身の熱容量によって極低温に維持される。
　従来の超電導磁石装置、即ち、冷却板２５が超電導コイル巻線２１と常に接触した構成においては、渦電流による冷却板２５の発熱で超電導コイル巻線２１の超電導状態が壊れないように、励磁中または消磁中の電流の変化を小さくする必要があり、その結果、励磁または消磁の時間が長くなっていた。
　これに対し、第２実施形態に係る超電導磁石装置５によれば、冷却板２５が一時的に高温となっても、超電導コイル巻線２１に伝熱しないので、例えば数分程度の極めて短時間で、超電導磁石装置５（超電導コイル８）の励磁または消磁をすることが可能となる。したがって、超電導磁石装置５の第１運転から第２運転とへの切り換え、第２運転から第１運転とへの切り換え、をより高速に行うことができる。
　なお、第２実施形態においては、冷却板２５は油圧機構２７によって駆動されるものとして説明したが、これに限られるものではない。冷却板２５と超電導コイル巻線２１とが熱的に接触する状態と、熱的に離れた状態と、を切り換えることができればよく、駆動方式は油圧機構に限定されるものではない。
　また、冷却板２５を超電導コイル巻線２１と熱的に接触させる際（ステップＳ１０３）には、冷却板２５の温度が所定の温度以下となっているか否かを判定して、所定の温度以下となったら、冷却板２５を超電導コイル巻線２１と接触させるようにしてもよい。なお、この判定の際、冷却板２５の温度を検知してもよく、極低温冷凍機２６が処理する熱負荷から冷却板２５の温度を推定してもよく、励磁（または、消磁）が終了してから所定時間が経過したら冷却板２５の温度が所定温度以下となっているものとみなしてもよい。
≪第３実施形態≫
　第１実施形態および第２実施形態では、手術器具や放射線治療装置のなるべく近くに磁気共鳴撮像装置１を配置すると同時に、その漏洩磁場が、撮像をしていない時間帯には手術器具や治療装置に影響を与えないようにするという目的を達成するため、撮像をしていない時間帯（第２運転時）において、超電導磁石装置５を消磁するという方法を開示した。特に、第２実施形態においては、その消磁動作（および、励磁動作）を極めて短時間に行うことが望ましいことを述べ、そのための具体的な構造を開示した。
　しかしながら、主磁場を生成する超電導コイル巻線２１を高速に励磁することは、第２実施形態で前述したように損失に伴う発熱をどう処理するかという課題が発生するほか、超電導材料あるいは超電導線材の特性により、磁気共鳴撮像装置１として撮像に必要な撮像領域６の均一で安定な強磁場のうち、「均一」および「安定」な磁場が原理的に得にくくなることが知られている。第３実施形態では、これを解決するための構造を開示する。
　第３実施形態に係る超電導磁石装置５について図５および図６を用いて説明する。図５は、第３実施形態に係る超電導磁石装置５の起磁力となるコイル部分の回路構成を示した模式図である。図６は第３実施形態に係る超電導磁石装置５の構成図である。なお、第３実施形態に係る超電導磁石装置５は、第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓ（または、変形例に係る手術室）が備える磁気共鳴撮像装置１の超電導磁石装置５に適用することができる。
　図５に示すように、超電導磁石装置５は、第一の回路（第１回路）３１と、第二の回路（第２回路）３６と、を備えている。
　第一の回路３１は、撮像領域６に均一で安定な強磁場（主磁場）を生成するための回路であり、超電導コイル（第１超電導コイル）３２と、励磁電源３３と、電源スイッチ３４と、永久電流スイッチ３５と、を備えている。
　第二の回路３６は、もっぱら、第一の回路３１が主磁場を生成するのに伴い生成される漏洩磁場を抑制する磁場を生成するための回路であり、超電導コイル（第２超電導コイル）３７と、励磁電源３８と、電源スイッチ３９と、を備えている。
　図６では、第一の回路３１の超電導コイル３２と、第二の回路３６の超電導コイル３７とが、同軸状に配置されている構成の例を示している。このような構成において、第一の回路３１の超電導コイル３２と、第二の回路３６の超電導コイル３７とは、互いに逆向きの磁場を発生するように構成される。
　第３実施形態に係る超電導磁石装置５において、第１運転を行う際には、第一の回路３１の超電導コイル３２は励磁状態のままで、第二の回路３６の超電導コイル３７は消磁する。これにより、超電導コイル３２により撮像領域６に均一で安定な強磁場（主磁場）が生成される。
　一方、第３実施形態に係る超電導磁石装置５において、第２運転を行う際には、第一の回路３１の超電導コイル３２が励磁状態のままで、第二の回路３６の超電導コイル３７を励磁する。これにより、超電導コイル３２により撮像領域６に均一で安定な強磁場（主磁場）が生成されるとともに、超電導コイル３７により主磁場の漏洩磁場を抑制する磁場（キャンセル磁場）が生成される。これにより、漏洩磁場の範囲が縮小し、超電導磁石装置５の近傍に配置した照射ノズル２やその駆動機構が、漏洩磁場の範囲（磁場の強度が０．５ｍＴ以上）から外れることで、磁場（漏洩磁場）の影響を抑制することができる。
　以上のように、第３実施形態に係る超電導磁石装置５によれば、第二の回路３６の超電導コイル３７を消磁または励磁することにより、超電導磁石装置５の第１運転と第２運転を切り換えることができる。ここで、磁気共鳴撮像装置１の撮像に用いる主磁場を生成するための第一の回路３１の超電導コイル３２については、第１運転と第２運転を切り換えても励消磁を行わないため、生成される強磁場を均一かつ安定なものとすることができる。また、第二の回路３６の超電導コイル３７が生成する磁場は、第一の回路３１の超電導コイル３２が生成する主磁場の漏洩磁場を抑制（キャンセル）できればよく、均一性や安定性に対する要求の度合は主磁場と比較して小さい。このため、第３実施形態に係る超電導磁石装置５は、第二の回路３６の超電導コイル３７を高速に励消磁することができ、第１運転と第２運転の切り換えを高速にすることができる。
　また、放射線治療装置（照射ノズル２）の近傍に磁気共鳴撮像装置１を配置するＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓや、手術器具のなるべく近くに磁気共鳴撮像装置１を配置する手術室において、撮像をしていない時間帯に漏洩磁場が治療装置や手術器具に影響を与えないようにするための超電導磁石装置５の励消磁がより簡単に行えるようになる。
　なお、第３実施形態に係る超電導磁石装置５を第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓに適用する場合、インターロック機構は、超電導磁石装置５を第２運転から第１運転へ切り換える（即ち、第二の回路３６の超電導コイル３７を消磁する）に先立ち、磁性体位置情報分析装置１３は前述の判定を行う。そして、ＩＣチップ１４の位置（磁性材治具１５の位置）が漏洩磁場範囲１６の内側である場合、磁性体位置情報分析装置１３は、励磁電源３８に対しインターロック信号を生成することにより、超電導コイル３７の消磁を禁止する（インターロックする）。一方、漏洩磁場範囲１６の内側にＩＣチップ１４（磁性材治具１５）が位置しない場合、磁性体位置情報分析装置１３は、励磁電源３８に対しインターロック解除信号を生成することにより、超電導コイル３７の消磁を許可する（インターロックを解除する）。
　また、第３実施形態に係る超電導磁石装置５において、第２実施形態で説明した構造を適用する場合、励消磁する第二の回路３６の超電導コイル３７の超電導線材を冷却する冷却板を油圧機構により、駆動できるようにすることが好ましい。このような構成とすることにより、第３実施形態に係る超電導磁石装置５についても、第１運転と第２運転の切り換えを高速化することができる。
≪第４実施形態≫
　第１実施形態、第２実施形態および第３実施形態では、手術器具や放射線治療装置のなるべく近くに磁気共鳴撮像装置１を配置すると同時に、その漏洩磁場が、撮像をしていない時間帯には手術器具や治療装置に影響を与えないようにするという目的を達成するため、撮像をしていない時間帯（第２運転時）において、超電導磁石装置５を消磁するまたは投影磁場を抑制（キャンセル）するという方法を開示した。
　このような励磁および消磁は、例えば、手術や放射線照射の間に複数回行われることが想定される。通常、超電導磁石装置５を励磁すると、励磁電源１１から投入されたエネルギの一部が磁気エネルギとして蓄えられる。消磁によって前記磁気エネルギは超電導磁石装置５から回収され、最終的に熱となって排出される。この排出される磁気エネルギは、励磁電源１１から投入されるエネルギの一部とはいえ少なからぬ部分を占めるから、励磁と消磁を繰り返すと消費電力が有意に増大する。第４実施形態では、これを解決するための構造を開示する。
　第４実施形態に係る超電導磁石装置５について図７および図８を用いて説明する。図７は、第４実施形態に係る超電導磁石装置５の構成図である。図８は、第４実施形態に係る超電導磁石装置５の回路構成図である。なお、第４実施形態に係る超電導磁石装置５は、第１実施形態に係るＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓ（または、変形例に係る手術室）が備える磁気共鳴撮像装置１の超電導磁石装置５に適用することができる。
　図７に示すように、超電導磁石装置５に電力貯蔵装置（エネルギ回収装置）４１を設けることで、通常は熱として排出されてしまうエネルギを回収、再利用することで消費電力を抑制する構成もつ。
　図８では、例えば、コンデンサバンク（蓄電部）４２のような装置にエネルギを回収する場合の電力貯蔵装置４１の回路構成の一例を示す。超電導磁石装置５およびこれに電気的に接続された電力貯蔵装置４１には、３個のスイッチ（Ｓ１～Ｓ３）が設けられている。
　まず、最初の励磁に際しては、超電導磁石装置５に励磁電源１１を接続して励磁する。このとき、スイッチＳ１～Ｓ３はすべて開（ＯＦＦ）になっている。この後、スイッチＳ１（永久電流スイッチ）を閉（ＯＮ）とするとともに、励磁電源１１を回路から切り離すことにより、超電導磁石装置５は永久電流運転に投入される。
　次に、消磁するに際しては、スイッチＳ２を閉とした後、スイッチＳ１を開とする。この操作により、クエンチ保護回路４０の両端に電圧が発生し、この電圧により、コンデンサバンク４２に対して充電が始まる。このとき回路は、超電導コイル８とコンデンサバンク４２からなるＬＣ回路を構成するから発振をするが、発振周波数の１／４周期の時点でスイッチＳ２を開とすることで、超電導磁石装置５に蓄積された磁気エネルギの一部がコンデンサバンク４２に保持されることになる。
　再び励磁するに際しては、まず、スイッチＳ２を開、スイッチＳ３を閉とする。これによりコンデンサバンク４２から超電導磁石装置５に対して放電が始まり、前述のようにＬＣ回路として発振する。３／４周期時点でスイッチＳ３を開、スイッチＳ１を閉とすれば、コンデンサバンク４２に蓄えられていたエネルギが超電導磁石装置５へ移る。また、このようなエネルギのやり取りでは、クエンチ保護回路４０により損失が発生するから、最後に、励磁電源１１から損失で失われた分の電流を継ぎ足す。
　以上のような手順により、放射線治療装置（照射ノズル２）の近傍に磁気共鳴撮像装置１を配置するＭＲＩ誘導下放射線治療装置Ｓや、手術器具のなるべく近くに磁気共鳴撮像装置１を配置する手術室において、撮像をしていない時間帯に漏洩磁場が治療装置や手術器具に影響を与えないようにするための超電導磁石装置５の励消磁の際に、超電導磁石装置５に蓄えられた磁気エネルギの一部を回収し、再利用することができる。その結果、手術や放射線照射の間に複数回行われることが想定される超電導磁石装置５の励消磁の際の消費電力が低減される。
　なお、電力貯蔵装置４１への充電は発振周波数の１／４周期とし、再励磁については３／４周期とするものとして説明したが、これに限定されるものではない。例えば、充電に３／４周期、再励磁に１／４周期としても同じ結果が得られる。また、それぞれの整数倍など、正しく充電および再励磁ができればどのような組み合わせであっても構わない。
　また、電力貯蔵装置４１としてコンデンサバンク４２による構成を例示したが、本発明の趣旨を達成するためには、これに限定されるものではなく、回路構成も図７に示すものに限定されるものではない。
　なお、第４実施形態に係る超電導磁石装置５を第３実施形態に係る超電導磁石装置５に適用する場合、励消磁する第二の回路３６の側に電力貯蔵装置４１を設けることが好ましい。
Ｓ　　　ＭＲＩ誘導下放射線治療装置
１　　　磁気共鳴撮像装置
２　　　照射ノズル
３　　　寝台
４　　　患者
５　　　超電導磁石装置
６　　　撮像領域
７　　　開口
８　　　超電導コイル
９　　　極低温容器
１０　　鉄心
１１　　励磁電源
１２　　位置評定プローブ
１３　　磁性体位置情報分析装置
１４　　ＩＣチップ
１５　　磁性材治具
１６　　漏洩磁場範囲
１７　　電流リード
２１　　超電導コイル巻線
２２　　電流リード
２３　　真空容器
２４　　輻射シールド
２５　　冷却板
２６　　極低温冷凍機
２７　　油圧機構
３１　　第一の回路（第１回路）
３６　　第二の回路（第２回路）
３２　　超電導コイル（第１超電導コイル）
３３　　励磁電源
３４　　電源スイッチ
３５　　永久電流スイッチ
３７　　超電導コイル（第２超電導コイル）
３８　　励磁電源
３９　　電源スイッチ
４０　　クエンチ保護回路
４１　　電力貯蔵装置（エネルギ回収装置）
４２　　コンデンサバンク（蓄電部）

Claims (15)

  1. 　主磁場を生成するように運転する第１運転と、前記主磁場を消磁する、または、前記主磁場の漏洩磁場を抑制するように運転する第２運転と、を切り換えることが可能な超電導電磁石装置であって、
    　超電導コイルと、
    　前記超電導コイルを励磁する励磁電源と、
    　前記第１運転で生成される主磁場の前記漏洩磁場が及ぶ範囲内に磁性体が位置するか否かを検出する磁性体検出部と、
    　前記磁性体検出部の検出結果にもとづいて、前記励磁電源による前記超電導コイルの励磁を禁止するインターロック部と、を備え、
    　前記磁性体検出部が、前記漏洩磁場が及ぶ範囲内に磁性体が位置しないと判定した場合、
    　前記インターロック部は、前記励磁電源による前記超電導コイルの励磁の禁止を解除する
    ことを特徴とする超電導電磁石装置。
  2. 　前記磁性体検出部は、
    　前記磁性体に供えられたＩＣチップの位置を検出する
    ことを特徴とする請求項１に記載の超電導電磁石装置。
  3. 　主磁場を生成するように運転する第１運転と、前記主磁場の漏洩磁場を抑制するように運転する第２運転と、を切り換えることが可能な超電導電磁石装置であって、
    　前記主磁場を生成する第１超電導コイルを有する第１回路と、
    　前記主磁場の漏洩磁場を抑制する磁場を生成する第２超電導コイルを有する第２回路と、を備え、
    　前記第２超電導コイルを消磁することにより、前記第１運転とし、
    　前記第２超電導コイルを励磁することにより、前記第２運転とする
    ことを特徴とする超電導電磁石装置。
  4. 　前記第２超電導コイルを励磁する励磁電源と、
    　前記第１運転で生成される主磁場の前記漏洩磁場が及ぶ範囲内に磁性体が位置するか否かを検出する磁性体検出部と、
    　前記磁性体検出部の検出結果にもとづいて、前記励磁電源による前記第２超電導コイルの励磁を禁止するインターロック部と、を備え、
    　前記磁性体検出部が、前記漏洩磁場が及ぶ範囲内に磁性体が位置しないと判定した場合、
    　前記インターロック部は、前記励磁電源による前記第２超電導コイルの消磁の禁止を解除する
    ことを特徴とする請求項３に記載の超電導電磁石装置。
  5. 　冷凍機と熱的に接続される冷却板と、
    　前記冷却板を駆動して、前記冷却板と前記超電導コイルが熱的に接続される状態と、前記冷却板と前記超電導コイルが熱的に離れた状態と、を切り換える駆動部と、を備え、
    　前記駆動部は、前記超電導コイルを励磁または消磁する際、熱的に離れた状態とする
    ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の超電導電磁石装置。
  6. 　冷凍機と熱的に接続される冷却板と、
    　前記冷却板を駆動して、前記冷却板と前記第２超電導コイルが熱的に接続される状態と、前記冷却板と前記第２超電導コイルが熱的に離れた状態と、を切り換える駆動部と、を備え、
    　前記駆動部は、前記第２超電導コイルを励磁または消磁する際、熱的に離れた状態とする
    ことを特徴とする請求項３または請求項４に記載の超電導電磁石装置。
  7. 　励磁により蓄積する磁気エネルギを消磁の際に回収し、回収されたエネルギを励磁の際に供給するエネルギ回収装置を備える
    ことを特徴とする請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載の超電導電磁石装置。
  8. 　前記エネルギ回収装置は、コンデンサバンクによる蓄電部により構成される
    ことを特徴とする請求項７に記載の超電導電磁石装置。
  9. 　請求項１乃至請求項８のいずれか１項に記載の超電導電磁石装置を備える
    ことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  10. 　請求項９に記載の磁気共鳴撮像装置と、放射線を照射する照射ノズルと、を備える
    ことを特徴とするＭＲＩ誘導下放射線治療装置。
  11. 　前記照射ノズルは、Ｘ線を照射する
    ことを特徴とする請求項１０に記載のＭＲＩ誘導下放射線治療装置。
  12. 　前記照射ノズルは、荷電粒子を照射する
    ことを特徴とする請求項１０に記載のＭＲＩ誘導下放射線治療装置。
  13. 　前記照射ノズルから放射線を照射する際、前記磁気共鳴撮像装置の前記超電導電磁石装置を前記第２運転とする
    ことを特徴とする請求項１０乃至請求項１２のいずれか１項に記載のＭＲＩ誘導下放射線治療装置。
  14. 　請求項９に記載の磁気共鳴撮像装置を備える
    ことを特徴とする手術室。
  15. 　前記磁気共鳴撮像装置による撮像を行わない際、前記磁気共鳴撮像装置の前記超電導電磁石装置を前記第２運転とする
    ことを特徴とする請求項１４に記載の手術室。
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