WO2018150819A1 - 超電導磁石装置またはそれを用いた磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

超電導磁石装置またはそれを用いた磁気共鳴イメージング装置 Download PDF

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coil
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superconducting coil
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幸信 今村
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株式会社日立製作所
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • 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 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01F—MAGNETS; INDUCTANCES; TRANSFORMERS; SELECTION OF MATERIALS FOR THEIR MAGNETIC PROPERTIES
    • 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 or a magnetic resonance imaging apparatus using a superconducting coil composed of a high-temperature superconducting tape wire.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 11-31614
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 11-31614
  • a magnetic field distribution adjusting member made of a ferromagnetic material is arranged on both side ends in the axial direction through a supporting member made of a low thermal conductive material.
  • Patent Document 2 JP 2000-216071
  • Patent Document 2 JP 2000-216071
  • a normal wire made of copper, which is a low-resistance material is wound around both ends in the axial direction of a solenoid coil wound with a high-temperature superconducting wire, and perpendicular to the wide surface of the tape-shaped high-temperature superconducting wire.
  • a technique for reducing the critical electric value by reducing the magnetic field component applied to the substrate is shown.
  • the present invention provides a superconducting coil capable of generating a magnetic field with a higher magnetic field intensity by adjusting the direction of the magnetic flux entering the inside of the superconducting wire, and a magnetic resonance imaging apparatus including the superconducting coil. Objective.
  • a superconducting magnet using the superconducting magnet, or a magnetic resonance imaging apparatus using the superconducting coil in order to solve the above problems, in the present invention, in a superconducting coil in which a superconducting wire is wound in a generally solenoid shape, a superconducting magnet using the superconducting magnet, or a magnetic resonance imaging apparatus using the superconducting coil, A bulk, tape, or thin film superconducting material is formed in a substantially cylindrical shape approximately coaxial with the axial direction of the solenoid on the adjacent inner periphery and outer periphery or side surface.
  • a superconducting coil capable of adjusting a magnetic flux entering the inside of a superconducting wire and generating a magnetic field having a higher magnetic field strength
  • a magnetic resonance imaging apparatus including the superconducting coil
  • FIG. 1 is a vertical external perspective view of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention. It is a vertical external perspective view which shows the other system of the MRI apparatus which is embodiment of this invention. It is a fragmentary sectional view for demonstrating the relationship between the superconducting coil which comprises the conventional magnet apparatus, and the magnetic flux density distribution of a magnetic field. It is a fragmentary sectional view which shows the structure of the superconducting coil which comprises the superconducting magnet apparatus which is 2nd Embodiment of this invention.
  • FIG. 1 is a schematic cross-sectional view of the superconducting magnet device 20 with respect to a plane parallel to the central axis 12.
  • the superconducting magnet apparatus in the present embodiment has a superconducting coil 9 and a superconducting member 10 as the main components as shown in FIG.
  • the superconducting coil 9 is a member formed by winding a tape-shaped high-temperature superconducting wire, and is wound so that the width direction of the tape wire substantially coincides with the central axis 12. Therefore, although not shown, the cross section of the superconducting coil 9 has a layered form of tape wires laminated in a direction perpendicular to the central axis 12.
  • the tape wire material forming the superconducting coil 9 is made of a copper oxide-based high-temperature superconducting material (YBa 2 Cu 3 O 7 - ⁇ or Bi 2 Sr 2 Ca 2 Cu 3 O 10 ), magnesium diboride ( MgB 2 ).
  • a substantially cylindrical superconducting member 10 that is substantially coaxial with the superconducting coil 9 is disposed concentrically near the inner and outer peripheral surfaces of the superconducting coil 9.
  • the superconducting member 10 has a structure in which a bulk, thin film, or linear member is generated in a substantially cylindrical shape, and the length of the cylinder is substantially the same as the axial length of the solenoid-shaped superconducting coil 9, or as shown in FIG. It is desirable that the distance between the end portions in the axial length direction is longer than that of the superconducting coil 9.
  • the superconducting member 10 may be installed or part of a surrounding structure such as a bobbin (not shown) around which the superconducting coil 9 is wound, or may be directly installed on the inner and outer peripheral surfaces of the superconducting coil via an insulating layer. May be.
  • FIG. 2 is a schematic diagram of a horizontal magnetic field type (tunnel type) MRI apparatus 30, and FIG. 3 is a schematic diagram of a vertical magnetic field type (open type) MRI apparatus 30.
  • the MRI apparatus 30 as shown in FIGS. 2 and 3 has a cylindrical magnetic pole 1 in which the superconducting coil 9 is stored, and generates a static magnetic field in the imaging space 2 in the direction indicated by the arrow 3.
  • the magnetic pole 1 is a device corresponding to the superconducting magnet device 20.
  • the subject 4 is carried to the imaging space 2 by the movable bed 5 and acquires an image.
  • the MRI apparatus 30 has a concentric cylindrical gradient magnetic field coil 6 and a high-frequency irradiation coil 7 inside the magnetic pole 1 in which the superconducting coil 9 is housed, and these cause position information and magnetic resonance of image acquisition, respectively. It is a normal conducting coil that acquires signals. These are covered with a cover (not shown) integrally with the magnetic pole 1.
  • the MRI apparatus 30 includes a power supply apparatus that supplies current to the gradient magnetic field coil 6 and the high-frequency irradiation coil 7 and a computer system for displaying operations and images as other major components. It is omitted in the figure
  • the upper and lower magnetic poles may be supported by a structure such as a column, or may be coupled by a magnetic return yoke 8 having a substantially C-shape.
  • This system is especially found in devices with a static magnetic field strength of 1 Tesla or less.
  • the gradient magnetic field coil 6 and the high-frequency irradiation coil 7 have a disk shape arranged on the top and bottom of the imaging space 2 like the magnetic pole 1 and are covered with a cover (not shown) integrally with the magnetic pole 1.
  • the main means for improving the performance of the MRI apparatus 30 described above is to improve the strength of the static magnetic field generated by the superconducting coil 9.
  • the stronger the static magnetic field the clearer the image that can be obtained. Therefore, the MRI apparatus 30 is being developed to improve the magnetic field strength.
  • a magnet apparatus using a superconducting coil has become mainstream.
  • the superconducting coil 9 is a coil made of a superconducting material whose electric resistance becomes zero when cooled to a very low temperature. The temperature varies depending on the material, but it is necessary to cool from 4 Kelvin to 77 Kelvin in absolute temperature. . For this reason, a superconducting coil made of niobium / titanium, which is a material of a superconducting coil currently used in a general MRI apparatus, is immersed in liquid helium in order to maintain a state cooled to 4 Kelvin. .
  • the superconducting coil and liquid helium are a metal container called a helium container, a radiation shield that surrounds it and shields heat transfer by radiation, and heat conduction from the outside with a vacuum inside. It is housed in a vacuum vessel that reduces heat intrusion due to. Furthermore, the cryogenic state is maintained by suppressing evaporation of liquid helium by a refrigerator.
  • Liquid helium is expensive because it is difficult to collect, and MRI apparatuses that reduce or do not use liquid helium have been developed in response to the demand for downsizing of the apparatus.
  • One method that does not use liquid helium is to employ a conduction cooling type superconducting coil that is cooled from a refrigerator through a solid heat conductive material.
  • a superconducting material having a temperature at which a superconducting state is 20 Kelvin or higher that maximizes the thermal conductivity of copper, which is a good heat conductor, can be used for the wire.
  • the superconducting coil 9 is formed using a high temperature superconducting material having various characteristics.
  • FIG. 4 is a schematic sectional view of a conventional superconducting coil 9.
  • the conventional superconducting coil 9 is composed of a superconducting material made of magnesium diboride or copper oxide, a superconducting wire made of a metal such as copper, iron or nickel, and a winding wound with the superconducting wire made of resin or wax such as epoxy. It is an integrated composite.
  • the superconducting coil 9B is usually wound around a winding frame called a bobbin made of metal such as stainless steel, aluminum, or copper, and maintains its position and shape.
  • the superconducting coil 9B is cooled to a temperature at which the electric resistance of the superconducting wire becomes zero (depending on the material, but usually 77 to 4 Kelvin or less), and in order to maintain that temperature, liquid helium (4 Kelvin) or liquid nitrogen (77 Kelvin)
  • the superconducting coil 9B may be cooled by being immersed in a liquid refrigerant such as) or by a heat transfer device made of a structure from a heat removal device such as a refrigerator.
  • the shape of the wire is thin and wide.
  • the final shape may be a tape having a rectangular cross section.
  • the superconducting wire has lower energization performance, represented by critical current, as it is placed in a stronger magnetic field.
  • the superconducting wire has different energization performance depending on the direction of the magnetic field in which the wire is placed. Yes.
  • the critical current value is high for the magnetic field in the direction parallel to the wide surface of the tape, and the critical current density is low for the magnetic field orthogonal to the wide surface of the tape.
  • the magnetic field perpendicular to the wide tape surface causes a shielding current in the superconducting wire, and causes a deterioration in the magnetic field accuracy of the superconducting coil.
  • the magnetic flux 11 generated by the coil is bent at the end of the solenoid coil and wound so that the wide surface is parallel to the central axis 12.
  • the energization performance is lowered at the end of the solenoidal coil. This becomes a cause of limiting the current value that can flow through the superconducting wire and the strength of the magnetic field that can be generated by the coil.
  • a tape-shaped superconducting wire constituting a solenoid coil is provided by arranging magnetic field distribution adjusting members made of a ferromagnetic material at both ends of the solenoid coil. Can generate a magnetic field substantially parallel to the axial direction of the solenoid coil.
  • the direction of the magnetic field of a ferromagnetic material can be controlled only for a magnetic flux density of about 2 Tesla or less at the maximum.
  • the ferromagnetic body is disposed outside the solenoid coil in the axial direction, the size of the entire magnet device including the solenoid coil is increased.
  • the tape-shaped wire has different superconducting characteristics depending on the magnetic field in the vertical direction and the magnetic field in the parallel direction with respect to the wide tape surface.
  • the density can be maintained. That is, if the direction of the magnetic field to which the tape wire constituting the superconducting coil is exposed can be made substantially parallel to the tape surface, a larger current can be passed through the superconducting coil, and a larger magnetic field is generated in the case of a magnet device comprising these superconducting coils. can do.
  • the inventor devised a system of the superconducting magnet device 20 shown in FIG. That is, since the superconducting member 10 included in the superconducting magnet of this embodiment has a demagnetizing field property in the superconducting state, the magnetic flux hardly permeates therein. Further, since the superconducting member 10 is not energized, the superconducting wire 9 has a superconducting performance with respect to the superconducting wire, and can have superconducting performance even in a stronger magnetic field than the superconducting wire. As a result, the magnetic flux 11 can be substantially in the axial direction also at the end of the superconducting coil 9.
  • FIG. 5 shows a cross-sectional view of the superconducting coil 9 constituting the superconducting magnet device 20 in the second embodiment of the present invention.
  • the superconducting coil 9 is wound substantially concentrically around the central axis 12 in a plurality of layers (two layers in FIG. 5), and in addition to the inner and outer peripheral sides of the superconducting coil 9.
  • the superconducting member 10 is also installed between these layers.
  • the superconducting member 10 between the coil layers can also be a member such as a superconducting bulk body, a superconducting wire, or a superconducting thin film.
  • the superconducting member 10 between the coil layers may be integrated with a member such as a thin annular binding or may be installed on the surface of the superconducting coil 9. According to the present embodiment, there is an effect that the direction of the magnetic flux is set to the axial direction when the radial thickness is thick with respect to the axial length of the solenoid coil, and the superconducting coil as in the first embodiment. By installing it approximately the same as or longer than the axial length of 9, a higher effect can be expected.
  • FIG. 6 shows a cross-sectional view of the superconducting coil 9 constituting the superconducting magnet device 20 in the third embodiment of the present invention.
  • it is installed on the surface of the bobbin 13 around which the superconducting member 10 is wound and the surface of the bind 14 that suppresses the positional fluctuation of the superconducting coil 9 from the outer peripheral side.
  • This embodiment is suitable when a superconducting thin film or a superconducting tape wire is used as the superconducting member 10.
  • the superconducting member 10 is wound around the surface of the bobbin 13 or the bind 14, and an installation method such as sticking, coating, or vapor deposition can be used.
  • an installation method such as sticking, coating, or vapor deposition can be used.
  • the superconducting member 10 is installed on the side of the bobbin 13 or the bind 14 facing the superconducting coil 9, but when the radial thickness of the bobbin 13 or the bind 14 is thin, the superconducting member 10 and the superconducting member 10 are disposed. You may install so that the bobbin 13 and the bind 14 may be pinched
  • FIG. 1
  • FIG. 7 shows a cross-sectional view of the superconducting coil 9 constituting the superconducting magnet device 20 according to the fourth embodiment of the present invention.
  • the superconducting member 10 is installed at both ends in the axial length direction of the solenoid-shaped superconducting coil 9 with respect to the first embodiment, and the central portion is omitted. That is, the ring-shaped superconducting member 10 is arranged on both the inner and outer peripheral sides at both ends in the axial length direction of the superconducting coil 9. Thereby, the effect of making the magnetic flux density parallel to the direction of the central axis 12 at the end where the direction of the magnetic flux 11 is the radial direction is obtained.
  • This embodiment is particularly suitable for the solenoid-shaped superconducting coil 9 having a long axial length with respect to the thickness in the radial direction, and the amount of the superconducting member 10 can be reduced.
  • FIG. 8 is a cross-sectional view in the direction perpendicular to the central axis 12 of the superconducting coil 9 constituting the superconducting magnet device 20 according to the fifth embodiment of the present invention.
  • the superconducting member 10 is roughly divided at a plurality of positions in the circumferential direction of the solenoid coil. Note that the divided superconducting member 10 can be integrated with a bobbin or a binding (not shown) or part of it.
  • the superconducting member 10 can suppress the eddy current or the shielding current circulating in the circulation direction, reduce the cause of unnecessary heat generation and electromagnetic force when the superconducting coil 9 is demagnetized, and deteriorate the magnetic field performance. Can be prevented.
  • This embodiment is particularly suitable when a bulk superconductor is used for the superconducting member 10.
  • the cross-sectional structure is the same as that of the third embodiment, but the superconducting members 10 are insulated from each other so that the tape-like or thin-film superconductor does not make a round in the circumferential direction of the solenoid coil.
  • a plurality of strap shapes are attached to the surface of the bobbin 13, the bind 14 or the superconducting coil 9 in the circumferential direction so as not to make electrical contact with each other in the axial direction.
  • FIG. 9 shows an outer diameter view and a cross-sectional view of the superconducting coil 9 constituting the superconducting magnet device 20 in the embodiment of the present invention.
  • the cross-sectional structure is the same as that of the third embodiment, but the superconducting members 10 are insulated from each other so that the tape-like or thin-film superconductor does not make a round in the circumferential direction of the solenoid coil.
  • a method of winding one or more tape-shaped superconductors in the circumferential direction is conceivable.
  • the film is deposited on a wide member and masked or etched. The method of processing like this can be considered.
  • FIG. 11 is a schematic cross-sectional view of the magnetic pole 1 when the superconducting magnet apparatus 20 is adopted for the horizontal magnetic field type MRI apparatus.
  • a plurality of superconducting coils 9 are installed to generate a uniform strong magnetic field (0.5 Tesla or more) in the imaging space 2.
  • the superconducting coil 9 may have a shield coil 18 that suppresses a leakage magnetic field to the outside of the apparatus.
  • Each of the superconducting coils 9 is wound around a bobbin 13 and a bind 14 may be installed in some cases.
  • each of the plurality of substantially cylindrical main coils 17 is a superconducting coil 9, and is surrounded by a radiation shield 15 and a vacuum vessel 16 for keeping the superconducting coil 9 below the normal transition temperature.
  • a decorative cover molded with FRP or the like may be further installed outside the vacuum container.
  • the superconducting coil and the superconducting member 10 shown in Examples 1 to 6 can be installed in any one or more of the plurality of substantially cylindrical superconducting coils 9. Thereby, a superconducting magnet apparatus using a high-temperature superconducting wire that generates a strong magnetic field can be realized.
  • FIG. 12 is a schematic cross-sectional view of the magnetic pole 1 when the superconducting magnet apparatus 20 is adopted for the open MRI apparatus.
  • a plurality of pairs of substantially cylindrical superconducting coils 9 are arranged coaxially with the central axis 12 in the same manner as in the seventh embodiment.
  • the arrangement is closer to a Helmholtz-like coil in which the superconducting coil is not arranged in the central portion of the central axis rather than the solenoid shape.
  • the cross-sectional shape of the superconducting coil 9 has a large radial width with respect to the central axis direction, and the magnetic flux in the coil also has a large radial component.
  • the superconducting member 10 is concentrically arranged on the side surface in the direction of the central axis 12 of the superconducting coil 9.
  • the superconducting coil 9 constituting the main coil 17 is wound so that the wide surface of the tape-shaped wire is in the central axis direction.
  • the shield coil 18 can be made relatively long in the direction of the central axis 12 like a solenoid, the superconducting member 10 is disposed in the vicinity of the inner and outer peripheral surfaces of the superconducting coil.
  • the magnetic flux density distribution in the coil cross section varies depending on the arrangement and shape of the plurality of superconducting coils 9, it is possible to select the winding method of the superconducting wire and the arrangement of the superconducting members in each superconducting coil 9.
  • the embodiments of the present invention have been described with reference to a plurality of examples.
  • the embodiments of the present invention are not limited to the above-described examples, and materials, shapes, and the like are arbitrarily changed within a range that does not change the gist of the invention. Is possible.
  • the superconducting magnet apparatus 20 of the present embodiment is widely applied to the superconducting magnet apparatus in the accelerator and the particle beam therapy apparatus. Is possible.

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Abstract

本発明は、テープ状など臨界電流などの通電性能が周囲の磁場方向に対して異方性を有する超電導線材を巻回した超電導コイルにおいて、より高い通電性能の超電導線材の使用、または、磁石装置の軸長方向を大きくしなくても、超電導コイル中の超電導線材に位置における磁場の方向を高い通電性能を有するテープ幅広面に概略平行にすることができ、より強磁場を発生する磁石装置およびそれを用いたＭＲＩ装置の実現が課題である。　上記課題を解決する為に、超電導線材を概略ソレノイド状に巻回した超電導コイルまたはそれを用いた超電導磁石またはそれを用いた磁気共鳴イメージング装置において、超電導磁石を構成する超電導コイルに近接した内周部と外周部または側面部にバルク、テープ、または、薄膜の超電導物質を概略ソレノイドの軸方向とほぼ同軸で概略円筒形に形成して配置する。

Description

超電導磁石装置またはそれを用いた磁気共鳴イメージング装置
　本発明は高温超電導テープ線材により構成された超電導コイルを使用した超電導磁石装置または磁気共鳴イメージング装置に関する。
　本発明の技術分野として、特開平１１－３１６１４号広報（特許文献１）がある。この広報には、ソレノイド状に形成される超電導コイルにおいて、軸方向の両側端部に低熱伝導性材料からなる支持部材を介して強磁性体からなる磁界分布調整部材を配する技術が示されている。
　また、本技術分野の背景技術として、特開２０００－２１６０１７号広報（特許文献２）がある。この広報には、高温超電導線材を巻回したソレノイド状コイルの軸方向の両端部に、低抵抗材料である銅よりなる常伝導線線材を巻回し、テープ形状の高温超電導線材の幅広面に垂直に加わる磁界成分を低減して、臨界電値の低下を抑制する技術が示されている。
特開平１１－３１６１４号広報 特開２０００－２１６０１７号広報
　しかし、特許文献１および特許文献２に開示された技術では、超電導線の内部へ進入する磁束の影響により、磁場強度の上限が決定される。そこで本発明は、超電導線の内部へ進入する磁束の方向を調整することにより、より高い磁場強度の磁場を生成しうる超電導コイルと、その超電導コイルを備えた磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
　上記課題を解決する為に、本発明では、超電導線材を概略ソレノイド状に巻回した超電導コイルまたはそれを用いた超電導磁石またはそれを用いた磁気共鳴イメージング装置において、超電導磁石を構成する超電導コイルに近接した内周部と外周部または側面部にバルク、テープ、または、薄膜の超電導物質を概略ソレノイドの軸方向とほぼ同軸で概略円筒形に形成して配置する。
　本発明によれば、超電導線の内部へ進入する磁束を調整し、より高い磁場強度の磁場を生成しうる超電導コイルと、その超電導コイルを備えた磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。
本発明の第１実施形態である超電導磁石装置を構成する超電導コイルの構造を示す部分断面図である。 本発明の実施形態であるＭＲＩ装置の摸式外観斜視図である。 本発明の実施形態であるＭＲＩ装置の他の方式を示す摸式外観斜視図である。 従来の磁石装置を構成する超電導コイルと磁場の磁束密度分布の関係を説明するための部分断面図である。 本発明の第２実施形態である超電導磁石装置を構成する超電導コイルの構造を示す部分断面図である。 本発明の第３実施形態である超電導磁石装置を構成する超電導コイルの構造を示す部分断面図である。 本発明の第４実施形態である超電導磁石装置を構成する超電導コイルの構造を示す部分断面図である。 本発明の第５実施形態である超電導磁石装置を構成する超電導コイルの構造を示す部分断面図である。 本発明の第６実施形態である超電導磁石装置を構成する超電導コイルの構造を示す部分断面図である。 本発明の第６実施形態の変形例である超電導磁石装置を構成する超電導コイルの構造を示す部分断面図である。 本発明の実施形態であるＭＲＩ装置の部分断面図である。 本発明の実施形態であるＭＲＩ装置の他の方式を示す部分断面図である。
　以下、実施形態を図面を用いて説明する。
本実施例における超電導磁石装置について図１に基づき説明する。図１は、中心軸１２に平行な平面に対する超電導磁石装置２０の概略断面図である。本実施例における超電導磁石装置は、主な構成として、図１に示すように超電導コイル９および超電導部材１０を有する。超電導コイル９は、テープ状の高温超電導線材を巻き回して形成された部材であって、テープ線材の幅方向が中心軸１２とおおむね一致するように巻き回されている。そのため、図示はしていないが、超電導コイル９の断面は、中心軸１２に対して垂直方向に向かって積層されたテープ線による層状の態様を有するものとなっている。また、超電導コイル９を形成ルするテープ線材の材質は、銅酸化物系の高温超電導材料（ＹＢａ２Ｃｕ３Ｏ７－δやＢｉ２Ｓｒ２Ｃａ２Ｃｕ３Ｏ１０）、二ホウ化マグネシウム（ＭｇＢ２）など
である。
　このような超電導コイル９に対して、超電導コイル９の内周面と外周面の近傍に超電導コイル９とほぼ同軸の概略円筒形状の超電導部材１０が同心状に設置される。超電導部材１０はバルク、薄膜、または線状部材を概略円筒形状に生成した構造となっており、円筒の長さはソレノイド状の超電導コイル９の軸長とほぼ同じか、図１に示すように軸長方向における端部間距離が超電導コイル９よりも長くなっていることが望ましい。超電導部材１０は、超電導コイル９を巻回す図示されていないボビンなどの周囲の構造物に設置または一部としてもよく、あるいは、超電導コイルの内外周面に絶縁層を介してコイルに直接設置してもよい。
　次に上述した超電導磁石装置２０を利用したＭＲＩ装置の例について図２および図３を用いて説明する。図２は水平磁場型（トンネル型）ＭＲＩ装置３０の概略図であり、図３は垂直磁場型（開放型）ＭＲＩ装置３０の概略図である。
　図２および図３に示すようなＭＲＩ装置３０は、超電導コイル９が格納された円筒状の磁極１を有しており、撮像空間２に矢印３で示す方向に静磁場を発生する。この磁極１は超電導磁石装置２０に相当する機器である。被検者４は可動式ベッド５によって、撮像空間２に運ばれて画像を取得する。ＭＲＩ装置３０は、超電導コイル９が格納された磁極１の内部に同心円筒の傾斜磁場コイル６と高周波照射コイル７を有しており、これらは、それぞれ画像取得の位置情報と磁気共鳴を生じさせ信号を取得する常伝導のコイルである。これらは、磁極１と一体で図示されていないカバーで覆われている。なお、ＭＲＩ装置３０には、これ以外の主要な構成器機として、傾斜磁場コイル６や高周波照射コイル７に電流を供給する電源装置と操作や画像を表示するためのコンピュータシステムがあるが、これらは図では省略されている。
　なお図３に示す形態のＭＲＩ装置３０では、上下の磁極間は柱などの構造物で支持される他、概略Ｃ字形状を有する磁性体のリターンヨーク８で連結される場合がある。この体系は特に静磁場の磁場強度が１テスラ以下の装置に見られる。開放型のＭＲＩ装置３０では、傾斜磁場コイル６と高周波照射コイル７は磁極１と同じく撮像空間２の上下に配した円盤形状で、磁極１と一体で図示していないカバーで覆われている。
　以上で説明したＭＲＩ装置３０の主な性能向上の手段は、超電導コイル９が発生する静磁場強度の向上である。静磁場が強い程、鮮明な画像が得られるため、ＭＲＩ装置３０は磁場強度の向上を指向して開発が続けられている。特に、０．５テスラ以上の静磁場強度を有するＭＲＩ装置においては、超電導コイルを用いた磁石装置が主流となっている。
　超電導コイル９は、極低温に冷却すると電気抵抗がゼロとなる超電導物質でコイルを生成しているが、その温度は、材質により異なるものの、絶対温度で４ケルビンから７７ケルビンまで冷却する必要がある。このため、現在一般的なＭＲＩ装置に使用されている超電導コイルの材質である、ニオブ・チタン材による超電導コイルは、４ケルビンに冷却した状態を保持するため、液体のヘリウム中に浸されている。また、ヘリウムが液体状態を保持するため、超電導コイルと液体ヘリウムはヘリウム容器とよばれる金属容器とそれを取り囲み輻射による伝熱を遮蔽する輻射シールド、および、内部を真空状態として外部からの熱伝導による熱侵入を低減する真空容器内に収められている。さらに、冷凍機によって液体ヘリウムの蒸発を抑えることにより極低温の状態を保持している。
　液体ヘリウムは収集することが困難であるために高価であり、また、装置の小型化の要請からも、液体ヘリウムの使用量を低減または使用しないＭＲＩ装置の開発が進められている。液体ヘリウムを使用しない方法の一つとして、冷凍機から固体熱伝導物質を介して冷却される伝導冷却型の超電導コイルの採用がある。特に、超電導状態となる温度が、熱の良導体である銅の熱伝導率が最大となる２０ケルビン以上の超電導物質を線材に使用できれば好適であり、本実施例の超電導磁石装置２０は、そのような特性を有する高温超電導材料を利用して形成された超電導コイル９を有する。
　ここで従来の超電導コイル９Ｂと本実施例の超電導コイル９とを比較する。図４は従来の超電導コイル９の概略断面図を示したものである。従来の超電導コイル９は、二ホウ化マグネシウムまたは銅酸化物などから成る超電導物質と銅や鉄、ニッケルなどの金属からなる超電導線材と、超電導線材を巻き回した巻線をエポキシなど樹脂や蝋で一体化させた複合物である。また、図には示していないが、超電導コイル９Ｂは、通常、ステンレスやアルミ材または銅などの金属製のボビンと呼ばれる巻き枠に巻かれており、その位置と形状を保持している。超電導コイル９Ｂは超電導線材の電気抵抗がゼロとなる温度（材質により異なるが通常は７７～４ケルビン以下）まで冷却され、その温度を維持するため、液体ヘリウム（４ケルビン）や液体窒素（７７ケルビン）などの液体冷媒に浸されて冷却される場合と、冷凍機などの除熱装置から構造物による伝熱冷却部材を介して超電導コイル９Ｂを冷却する場合がある。
　一般に銅酸化物系の高温超電導材料は、線状の加工が困難であるために、細長いテープ状の基盤に薄膜を蒸着加工し、金属などの補強材で表裏面から挟み込む構造をとることが多く、多くは線材の形状も薄い幅広状のテープ状となっている。また、二ホウ化マグネシウムを使用した線材では、線材加工の工程で圧縮が必要なため、最終形状を長方形断面のテープ状とする場合がある。一般に、超電導線材は強い磁場中に置かれるほど臨界電流に代表される通電性能が低下していくが、テープ状の超電導線材では線材が置かれる磁場の方向によって通電性能が異なることが知られている。
　特に、テープの幅広面に平行な方向の磁場に対しては臨界電流値が高く、テープの幅広面に直交する磁場には低い臨界電流密度となる。また、テープ幅広面に直交する磁場は超電導線材に遮蔽電流を生じ、超電導コイルの磁場精度を劣化させる原因にもなる。しかしながら、図４に示すように有限長のソレノイド状コイルにおいて、コイルが発生する磁束１１はソレノイド状のコイル端部で湾曲し、中心軸１２に対して幅広面が平行になるように巻回されたテープ状の超電導線材では、ソレノイド状のコイル端部で通電性能が低くなる。これは、超電導線材に流せる電流値とコイルが発生できる磁場の強さが制限される原因となる。
　このような問題に対して、例えば特許文献１が示すように、ソレノイド状コイルの両端部に強磁性体からなる磁界分布調整部材を配することによって、ソレノイド状コイルを構成するテープ状の超電導線材にはソレノイドコイルの軸方向に概略平行な磁場を生成することができる。一方で、強磁性体は最大でも２テスラ程度以下の磁束密度に対してしか磁場の方向を制御することができない。また、強磁性体はソレノイド状コイルの軸方向外側に設置されるため、ソレノイド状コイルからなる磁石装置全体の大きさが大きくなる。
　また特許文献２が示すように、常伝導線材をソレノイド状コイルの軸方向端部に巻回す場合は、磁場の方向を制御する最大の磁束密度は常伝導線材の電流値と巻回数で決まり、一般に常伝導線材に通電可能な電流密度は超電導線材よりも小さいので、やはり、磁石装置全体が大きくなる。また、常伝導コイルは通電により発熱するので、超電導線材を冷却するための伝導冷却構造が大きくなり、より強力な冷凍機が必要となる。
　ここで、テープ状線材は、超電導特性が幅広のテープ面に対して垂直方向の磁場と平行方向の磁場で異なることが知られており、一般に平行方向の磁場に対して高磁場における高い臨界電流密度を維持できる。すなわち、超電導コイルを構成するテープ線材がさらされる磁場の方向をテープ面にほぼ平行にできれば、超電導コイルにはより大きな電流を通電でき、これら超電導コイルからなる磁石装置の場合はより大きな磁場を発生することができる。
　その特性に着目し、発明者は図１に示す超電導磁石装置２０の体系を考案した。すなわち本実施例の超電導磁石が有する超電導部材１０は、超電導状態で反磁界の性質を有するため、その内部には磁束がほぼ浸透しない。さらに超電導部材１０は通電していないので、超電導コイル９を構成する超電導線材に対して超電導の性能に余裕があり、超電導線材よりもより強い磁場中でも超電導性能を有することが出来る。これにより、磁束１１は超電導コイル９の端部においても概略軸方向とすることが出来る。特に、２テスラをこえる磁束密度に対してもテープ状線材の幅広方向に概略平行な磁場とすることが可能となるためにより強力な磁場を発生することができる。また、超電導コイル９の外周側に強磁性体を配置することや、超電導コイル９の中心軸１２の方向における両端部に常電導線を巻き回すことに比較して、装置全体の大型化を抑制することもできる。
図５は、本発明の第２実施形態における超電導磁石装置２０を構成する超電導コイル９の断面図を示す。本実施形態では、超電導コイル９は複数層（図５では２層）中心軸１２の周りに概略同心円状に巻き回されており、超電導コイル９の内周側と外周側に加えて超電導コイル９の層の間にも超電導部材１０を設置する。コイル層間の超電導部材１０も超電導バルク体、超電導線材、超電導薄膜などの部材を使用することが出来る。コイル層間の超電導部材１０は薄い円環状のバインドなどの部材と一体にしても、超電導コイル９の表面に設置してもよい。本実施形態によれば、特にソレノイド状コイルの軸方向の長さに対して半径方向の厚さが厚い場合に磁束の方向を軸方向とする効果があり、第１実施形態と同様に超電導コイル９の軸長と概略同じかそれよりも長く設置することで、より高い効果が期待できる。
図６は、本発明の第３実施形態における超電導磁石装置２０を構成する超電導コイル９の断面図を示す。本実施形態では、超電導部材１０を巻回すボビン１３の表面と超電導コイル９の位置変動を外周側から抑制するバインド１４の表面に設置されている。本実施形態は、超電導部材１０として超電導薄膜や超電導テープ線材を使用する場合に好適である。超電導部材１０はボビン１３またはバインド１４の表面に巻回し、貼付け、塗布、または、蒸着などの設置方法が使用できる。なお超電導部材１０は、図６ではボビン１３またはバインド１４の超電導コイル９に面した側に設置されているが、ボビン１３またはバインド１４の半径方向厚さが薄い場合には、超電導部材１０と超電導コイル９とでボビン１３やバインド１４を挟むように設置してもよい。
図７は、本発明の第４実施形態における超電導磁石装置２０を構成する超電導コイル９の断面図を示す。本実施形態においては、第１実施形態に対して超電導部材１０はソレノイド状の超電導コイル９の軸長方向の両端部に設置され、中心部は省略されている。すなわち超電導コイル９の軸長方向における両端部において、リング状の超電導部材１０が内周側と外周側の双方に配置されている構造である。これにより、磁束１１の方向が半径方向となる端部で磁束密度を中心軸１２方向に平行にする効果が得られる。本実施形態は、特に半径方向の厚さに対して軸長の長いソレノイド状の超電導コイル９に対して好適であり、超電導部材１０の物量を低減することが出来る。
図８は、本発明の第５実施形態における超電導磁石装置２０を構成する超電導コイル９について、中心軸１２に対する垂直方向の断面図を示す。本実施形態においては、超電導部材１０は概略ソレノイド状コイルの周回方向における複数位置で分割されている。なお、分割された超電導部材１０は図示されていないボビンやバインドと一体または一部を兼ねることも可能である。本実施形態により、超電導部材１０には周回方向を循環する渦電流または遮蔽電流を抑制することが出来、超電導コイル９の励消磁時に不要な発熱や電磁力の原因を軽減し、磁場性能が劣化することを防ぐことが出来る。本実施形態は特に超電導部材１０にバルク超電導体を使用する場合に好適である。
　図９と図１０は、本発明の実施形態における超電導磁石装置２０を構成する超電導コイル９の外径図と断面図を示す。本実施形態においては、断面構造は実施形態３と同様であるが、超電導部材１０はテープ状または薄膜状の超電導体がソレノイド状コイルの周回方向に一周しないように互いが絶縁されて設置されている。テープ状超電導体では、図９に示すように複数のストラップ形状に軸方向に互いが電気的に接触しないように周回方向にボビン１３やバインド１４または超電導コイル９の表面に貼りつける方法と、図１０に示すように１本または複数のテープ状超電導体を周回方向に巻回す方法が考えられる。薄膜状超電導体では、テープ状の基材に蒸着した薄膜テープを使用して図９または図１０のように加工する方法の他、幅広の部材に蒸着してマスキングやエッチングにより図９または図１０のような加工をする方法が考えられる。
　図１１は、水平磁場型ＭＲＩ装置に対して超電導磁石装置２０を採用した場合の磁極１の概略断面図である。本実施形態においては、超電導コイル９は複数個設置され、撮像空間２に均一な強磁場（０．５テスラ以上）を生成する。また、超電導コイル９には、装置外部への漏洩磁場を抑えるシールドコイル１８を有する場合がある。超電導コイル９はそれぞれボビン１３に巻き回され、場合によりバインド１４が設置される場合もある。本実施形態では、概略円筒形状の複数のメインコイル１７はそれぞれ超電導コイル９であり、超電導コイル９を常伝導転移温度以下に保つための輻射シールド１５および真空容器１６によって囲まれている。ＭＲＩ装置３０では、更に真空容器の外側にＦＲＰなどで成型された化粧カバーを設置する場合がある。本実施形態においては、複数個の概略円筒形状の超電導コイル９のいずれか一つ以上に実施例１～６で示した超電導コイルおよび超電導部材１０を設置することが出来る。これにより、強磁場を生成する高温超電導線材を使用した超電導磁石装置を実現できる。
　図１２は、開放型ＭＲＩ装置に対して超電導磁石装置２０を採用した場合の磁極１の概略断面図を示す。本実施形態においては、複数対の概略円筒形状の超電導コイル９が、中心軸１２に同軸状に配置されている点は、第７実施形態と同様である。一方、撮像空間２へのアクセス性を向上させるために、ソレノイド状というよりは、中心軸の中央部分に超電導コイルを配置しないヘルムホルツ状コイルに近い配置となっている。
　この場合、特にメインコイル１７では、超電導コイル９の断面形状は中心軸方向に対して半径方向の幅が大きく、コイル内の磁束も半径方向成分が大きい。このため、図１２に示すように、超電導コイル９の中心軸１２の方向における側面に超電導部材１０が同心円筒状に配されている。この場合、メインコイル１７を構成する超電導コイル９は、テープ状線材の幅広面が中心軸方向になるように巻回されている。一方、シールドコイル１８は比較的ソレノイド状に中心軸１２方向に長く出来るために超電導コイルの内周面と外周面近傍に超電導部材１０を配置している。このように、複数の超電導コイル９の配置と形状によってコイル断面内の磁束密度分布異なるため、各超電導コイル９で超電導線材の巻回し方と超電導部材の配置を選択することが出来る。
　以上、本発明の実施形態について複数の例を挙げて説明したが、本発明の実施形態は上述した例に限られるものではなく、材質や形状などは発明の要旨を変更しない範囲において任意に変更することが可能である。また先に挙げた例はＭＲＩ装置に対して超電導磁石装置２０を適用することを主として述べたが、本実施例の超電導磁石装置２０は、加速器や粒子線治療装置における超電導磁石装置にも広く適用可能である。
１　磁極
２　撮像空間
３　静磁場およびその方向を示す矢印
４　被検者
５　可動式ベッド
６　傾斜磁場コイル
７　高周波照射コイル
８　リターンヨーク
９、９Ｂ　超電導コイル
１０　超電導部材
１１　磁束
１２　中心軸
１３　ボビン
１４　バインド
１５　輻射シールド
１６　真空容器
１７　メインコイル
１８　シールドコイル
２０　超電導磁石装置
３０　ＭＲＩ装置

Claims (12)

  1. 　テープ状の超電導線材を巻き回して形成された超電導コイルと、
    　前記超電導コイルの内周面および外周面に沿って同心状に配置された筒状の超電導部材と、
    　を備え、
    　前記超電導部材は、前記超電導コイルの軸長方向における前記超電導部材の端部が、前記超電導コイルの端部よりも外側に配置されるように構成されている
    　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であって、
    　前記超電導部材は、バルク体、テープ線材、または、薄膜で構成される
    　ことを特徴とする超電導磁石装置。
  3. 　請求項１または請求項２に記載の超電導磁石装置であって、
    　前記超電導線材は、超電導状態で通電可能な電流密度が前記超電導線材に進入する磁束の方向に依存する
    　ことを特徴とする超電導磁石装置。
  4. 　請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の超電導磁石装置であって、
    　前記超電導線材は、断面形状が平板または矩形または非円筒形状である
    　ことを特徴とする超電導磁石装置。
  5. 　請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の超電導磁石装置であって、
    　前記超電導コイルは同心円状に分割され、前記分割された超電導コイルの間に前記筒状の超電導部材が設置された
    　ことを特徴とする超電導磁石装置。
  6. 　請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の超電導磁石装置であって、
    　前筒状の超電導部材は、前記超電導コイルの巻枠部材またはバインド部材である
    　ことを特徴とする超電導磁石装置。
  7. 　請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の超電導磁石装置であって、
    　前記筒状の超電導部材は、前記超電導コイルの軸長方向の端部に設置され、前記超電導コイルの軸長方向の中央部分は開放されている
    　ことを特徴とする超電導磁石装置。
  8. 　請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の超電導磁石装置であって、
    　前記筒状の超電導部材は、前記軸長方向に垂直な断面が弧状の部材を複数組み合わせて形成されている
    　ことを特徴とする超電導磁石装置。
  9. 　請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の超電導磁石装置であって、
    　前記筒状の超電導部材は、テープ状の超電導材を巻き回して形成され、かつ、周回方向に少なくとも一つ以上の絶縁部を有することを
    　特徴とする超電導磁石装置
  10. 　請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の超電導磁石装置であって、
    　前記筒状の超電導部材は、超電導物質が塗布または蒸着されて形成され、かつエッチングまたはマスキングにより周回方向に少なくとも一つ以上の絶縁部が形成される
    　ことを特徴する超電導磁石装置。
  11. 　請求項１から請求項１０のいずれか１項に記載の超電導磁石装置であって、
    　前記超電導コイルを複数、同軸上に配置した
    　ことを特徴とする超電導磁石装置。
  12. 　請求項１１に記載の超電導磁石装置が撮像領域に均一な強磁場を生成する主磁場磁石である
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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