電磁石装置及び磁気共鳴イメージング装置
【課題】クエンチの発生を抑えられ、かつ、ＭＲＩ装置を軽量化可能な電磁石装置を提供する。
【解決手段】均一磁場領域４を挟んで対向する上下一対のコイル１１と、引き合う上下一対のコイル１１を互いに離して支持する第１支持部材１６と、コイル１１から離れ、均一磁場領域４を挟んで対向する上下一対の強磁性体部材１５と、上下一対の強磁性体部材１５の一方を床部から支持する第２支持部材１７と、第１支持部材１６から離れ、上下一対の強磁性体部材１５の他方を、床部３ａ又は上下一対の強磁性体部材１５の一方から支持する第３支持部材１８とを有し、上下一対の強磁性体部材１５の最外径はコイル１１の最内径よりも大きい。
【解決手段】均一磁場領域４を挟んで対向する上下一対のコイル１１と、引き合う上下一対のコイル１１を互いに離して支持する第１支持部材１６と、コイル１１から離れ、均一磁場領域４を挟んで対向する上下一対の強磁性体部材１５と、上下一対の強磁性体部材１５の一方を床部から支持する第２支持部材１７と、第１支持部材１６から離れ、上下一対の強磁性体部材１５の他方を、床部３ａ又は上下一対の強磁性体部材１５の一方から支持する第３支持部材１８とを有し、上下一対の強磁性体部材１５の最外径はコイル１１の最内径よりも大きい。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電磁石装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置(以下、ＭＲＩ装置という)に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴（以下、ＮＭＲという）現象により水素原子核スピンが放出する電磁波を計測し、その信号を演算処理することによって、被検者体内中の水素原子核密度分布を求め、被検者体内を断層像化するものである。計測する際には、強い磁場（０．２Ｔ以上）で、高い静磁場均一度（１０ｐｐｍ程度）を有する均一磁場領域を形成し、その均一磁場領域を、被検者を計測（観測）するための観測領域とする必要がある。
【０００３】
ＭＲＩ装置としては、連結柱によって離間された上下一対の円盤状の真空容器を外観とする電磁石装置が用いられた開放型ＭＲＩ装置が開発されている。開放型ＭＲＩ装置では、一対の前記真空容器の間に十分なガントリーギャップを設け、このガントリーギャップ内の前記均一磁場領域（観測領域）に被検者が置かれる。このため、被検者の視界が閉ざされず開放感があり、被検者に好評である。また、上下一対の真空容器の間から被検者へのアクセスが容易であるので、検査のセッティングを容易に行え、検査を行う人にも好評である。
【０００４】
従来の電磁石装置では、上下一対の真空容器内に、上下一対の超電導主コイルと、上下一対の超電導シールドコイルが収納されている。この超電導シールドコイルはＭＲＩ外部への漏れ磁場を低減させる役割を果し、超電導主コイルとは逆向きの電流を流す。そして、均一磁場領域（観測領域）の磁場強度を上げるために、超電導主コイルに流す電流を上げるのと同時に超電導シールドコイルに流す電流も上げている。その結果、超電導臨界電流に対する余裕が無くなり、超電導状態を維持することが難しくなっている。そこで、高い磁場強度を維持したまま電流を低減できるように、上下一対の超電導主コイルと上下一対の超電導シールドコイルを含んだ磁気回路の一部に、上下一対の強磁性体部材を設けている（例えば、特許文献１及び２参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００８−１３０７０７号公報
【特許文献２】特開２００８−１２５８４１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
上下一対の超電導主コイルに電流を流すと、均一磁場領域が生成される一方で、上下一対の超電導主コイルが互いに引き合う。このため、引き合う方向に移動しないように、支持部材が設けられている。しかし、超電導主コイルが引き合う引力は、超電導主コイルに均一に作用するところ、支持部材は、均一磁場領域（観測領域）に被検者を搬入可能にし、被検者が開放感を持てるように、通常、１本か２本の連結柱であるために、超電導主コイルを均一に支持することができず、超電導主コイルが撓んでしまう。撓んだ超電導主コイルには応力が生じクエンチを起こしやすくなるので、超電導主コイルの巻枠は、撓まないよう肉厚にして剛性を高めており、ＭＲＩ装置の重量が大きくなる傾向があった。
【０００７】
そこで、本発明の目的は、クエンチの発生を抑えられ、かつ、ＭＲＩ装置を軽量化可能な電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明は、均一磁場領域を挟んで対向する上下一対の超電導主コイルと、前記均一磁場領域を前記超電導主コイルより外側で挟んで対向し、前記超電導主コイルとは逆向きの電流を流す上下一対の超電導シールドコイルと、前記上下一対の超電導主コイルと上下一対の超電導シールドコイルとを同時に上下に離して支持する第１支持部材と、前記超電導主コイルと超電導シールドコイルから離れ、前記均一磁場領域を挟んで対向する上下一対の強磁性体部材と、前記上下一対の強磁性体部材の一方を床部から支持する第２支持部材と、前記第１支持部材から離れ、前記上下一対の強磁性体部材の他方を、前記上下一対の強磁性体部材の一方から支持する第３支持部材とを有し、前記強磁性体部材の最外径は、前記超電導主コイルの最内径よりも大きい電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置であることを特徴としている。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、クエンチの発生を抑えられ、かつ、ＭＲＩ装置を軽量化可能な電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の斜視図である。
【図２】図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図である。
【図３】本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の上半分を、図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図に対応させて示した図である。
【図４】本発明の第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の四半分を、図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図に対応させて示した図である。
【図５】本発明の第４の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を、図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図に対応させて示した図である。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
次に、本発明の実施形態について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
【００１２】
（第1の実施形態）
図１に、本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）１の斜視図を示す。図１に示すように、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、外側に上下一対の真空容器３を備える電磁石装置２と、上下一対の真空容器３を互いに離間させて支持する連結柱６と、上下一対の真空容器３の間に配置されたベッド８を有している。電磁石装置２及び上下一対の真空容器３は、共通の中心軸（ｚ軸）に対して概ね軸回転対称の円盤形状をしている。この電磁石装置２によれば、上下一対の真空容器３の間の球状の観測領域４に、磁場強度が０．７Ｔ以上の強磁場であり、その磁場強度の均一性が数ｐｐｍの高い均一度を有し、磁場の方向５がｚ軸と平行である静磁場（いわゆる均一磁場領域）を生成することができる。また、観測領域（均一磁場領域）４の直下には、高周波照射コイル７が設けられている。なお、ＭＲＩ装置１の構造の理解を容易にするために、ｘｙｚ座標を設定している。前記中心軸にｚ軸を設定し、ｚ軸上の上下一対の真空容器３の中間に、座標原点を設定している。座標原点から連結柱６へ向かう方向に沿ってｙ軸を設定している。ｙ軸に直角の方向にｘ軸を設定している。
【００１３】
図２に、図１のＩＩ−ＩＩ方向の（ｘが正の範囲のｚ軸ｘ軸平面と、ｙが正の範囲のｙ軸ｚ軸平面とで切断した）矢視断面図を示す。ＭＲＩ装置１は、上下一対の真空容器３を外観とする電磁石装置２を有し、電磁石装置２は、上下一対の真空容器３の間に、均一磁場領域４を発生させることができる。上下一対の真空容器３の間の空間において、前記均一磁場領域４を挟むように上下一対の傾斜磁場コイル９と、上下一対の高周波照射コイル７が設けられている。上下一対の傾斜磁場コイル９は、被検者の撮像において空間位置情報を付与する目的で、均一磁場領域４に磁場の空間的な変化（傾斜磁場）を印加する。上下一対の高周波照射コイル７は、ＮＭＲ現象を引起すための共鳴周波数の電磁波を、均一磁場領域４に印加する。これらで構成されるＭＲＩ装置１によれば、ベッド８に搬送された被検者体内の観測領域の断面を画像化することができる。即ち、均一磁場領域４に、傾斜磁場コイル９で傾斜磁場を重畳させることにより、観測領域（通常１ｍｍ厚のスライス面）だけを所定の磁場強度に設定する。続いて、高周波照射コイル７を用いてその観測領域に共鳴周波数の電磁波を照射して、スライス面にだけＮＭＲ現象を引き起こさせ、水素原子核スピンが放出する電磁波に基づいて画像化する。
【００１４】
電磁石装置２は、対向して配置された上下一対の冷却容器１３を、対向して配置された上下一対の真空容器３の中に有している。冷却容器１３は、真空容器３の中にあって外界から断熱されている。上下一対の冷却容器１３は、連結柱６の内側で、連通している。上下一対の冷却容器１３の中には、上下一対の超電導主コイル１１と、上下一対の超電導シールドコイル１２と、超電導主コイル１１と超電導シールドコイル１２が巻かれた上下一対の巻枠１４と、上下一対の巻枠１４を離間させて支持する第１支持部材１６とが、冷媒の液体ヘリウム（Ｈｅ）と共に収容されている。上下一対の超電導主コイル１１は、ｚ軸を共通の中心軸とし、均一磁場領域４を挟んで対向するように配置されている。上下一対の超電導シールドコイル１２は、ｚ軸を共通の中心軸とし、均一磁場領域４を挟んで対向するように配置され、超電導主コイル１１とは逆方向の磁場を発生するように逆向きの電流が流される。超電導主コイル１１と超電導シールドコイル１２とは、冷却容器１３の中にあって冷媒によって冷却され超電導状態になっている。超電導主コイル１１は、ｚ軸方向に対して、超電導シールドコイル１２よりも観測領域（均一磁場領域）４に近い位置に配置される。なお、超電導シールドコイル１２は、超電導主コイル１１がＭＲＩ装置１の外部に生成する磁場（漏れ磁場）を抑制する磁場を生成する。
【００１５】
上下一対の超電導主コイル１１は、通電されると、発生した電磁力が引力として作用し互いに引き合う。また、上下一対の超電導シールドコイル１２にも通電されることにより、超電導主コイル１１と超電導シールドコイル１２との間には、互いに離れようとする斥力が作用する。
【００１６】
巻枠１４は、これらの上下一対の超電導主コイル１１と上下一対の超電導シールドコイル１２に作用する力（引力、斥力）によって、形状が歪んで内部応力が生じないように支持している。また、前記斥力によって、超電導主コイル１１と超電導シールドコイル１２の相対距離が変動しないように、巻枠１４で両者を連結して支持している。
【００１７】
上下一対の巻枠１４の間には、総じて、引力が作用する。このため、引き合う上下一対の巻枠１４を互いに離して支持する第１支持部材１６が、連結柱６の中の上下一対の冷却容器１３の連通管の中に設けられている。第１支持部材１６は、上下一対の巻枠１４の間に配置され、上下一対の巻枠１４それぞれに直接連結している。第１支持部材１６は、上下一対の超電導主コイル１１と上下一対の超電導シールドコイル１２とを同時に上下に離して支持している。第１支持部材１６は、柱状であり、上下一対の下側の巻枠１４の直上に、柱状の第１支持部材１６の下端が設置され、上下一対の上側の巻枠１４の直下に、柱状の第１支持部材１６の上端が設置されている。第１支持部材１６と上下一対の巻枠１４は、冷却容器１３に支持されており、冷却容器１３は、熱抵抗の大きい断熱支持部材１９を介して、真空容器３の床部３ａに支持されている。
【００１８】
電磁石装置２は、ｚ軸を共通の中心軸とする円板状であり、前記均一磁場領域４を挟んで対向する上下一対の強磁性体部材１５を有している。強磁性体部材１５は、外気温の変化を受けにくいように真空容器３の内部に配置され、冷媒の量を減らすために冷却容器１３の外部に設けられている。また、強磁性体部材１５は、冷却容器１３の径方向の内側に配置されている。強磁性体部材１５は、冷却容器１３に接しないように離れて配置されている。強磁性体部材１５は、超電導主コイル１１と超電導シールドコイル１２に接しないように離れて配置されている。強磁性体部材１５は、成分の調整された鋼材、好ましくは純鉄で構成されている。
【００１９】
上下一対の強磁性体部材１５の間には、上下一対の超電導主コイル１１に通電されると、引力が作用する。このため、引き合う上下一対の強磁性体部材１５を互いに離して支持する第３支持部材１８が、連結柱６の中に設けられている。第３支持部材１８は、第１支持部材１６とは冷却容器１３の連通管で隔てられ離れている。第３支持部材１８は、上下一対の強磁性体部材１５の間に配置され、上下一対の強磁性体部材１５それぞれに直接連結している。第３支持部材１８は、柱状であり、上下一対の下側の強磁性体部材１５の直上に、柱状の第３支持部材１８の下端が設置され、上下一対の上側の強磁性体部材１５の直下に、柱状の第３支持部材１８の上端が設置されている。第３支持部材１８は、超電導主コイル１１や冷却容器１３よりも内径側に設けられている。上下一対の下側の強磁性体部材１５は、第２支持部材１７を介して、真空容器３の床部３ａに支持されている。
【００２０】
上下一対の上側の強磁性体部材１５は、上下一対の上側の超電導主コイル１１より高い位置に配置され、上下一対の上側の超電導シールドコイル１２より低い位置に配置されている。同様に、上下一対の下側の強磁性体部材１５は、上下一対の下側の超電導主コイル１１より低い位置に配置され、上下一対の下側の超電導シールドコイル１２より高い位置に配置されている。
【００２１】
強磁性体部材１５の最外径は、超電導主コイル１１や超電導シールドコイル１２の最内径よりも大きい。
【００２２】
上下一対の超電導主コイル１１に通電され電磁力が作用しているときには、上下一対の超電導主コイル１１に引力Ｆ１が作用する。また、上下一対の超電導主コイル１１に通電されているときには、上下一対の強磁性体部材１５の間にも引力Ｆ３が作用し、超電導主コイルと強磁性体部材の間にも引力Ｆ２が作用する。引力Ｆ１は、超電導主コイル１１全域に均等に作用するところ、上下一対の超電導主コイル１１は、巻枠１４を介して第１支持部材１６で局所的に（２点で）支持されているので、超電導主コイル１１と巻枠１４には、曲げモーメントが発生し撓もうとする。一方、引力Ｆ２は、超電導主コイル１１に作用する方向が引力Ｆ１とは逆方向であるので、見かけ上、引力Ｆ１を小さくでき、超電導主コイル１１や巻枠１４に生じる曲げモーメントを小さくすることができる。これによれば、超電導主コイル１１、超電導シールドコイル１２や巻枠１４は撓みにくくなり、超電導主コイル１１、超電導シールドコイル１２には、内部応力が生じにくくなるので、クエンチを生じにくくすることができる。また、撓みにくくなると、不要な誤差磁場の発生を防ぐ事ができ、撮像性能を上げることができる。
【００２３】
また、曲げモーメントが小さくなれば、許容される撓み量に応じて、巻枠１４の断面二次モーメントを小さくすることができ、巻枠１４の断面積を小さくして軽量化することができる。ＭＲＩ装置１を軽量化できる。
【００２４】
また、引力Ｆ３は、超電導主コイル１１や巻枠１４に作用せず、前記曲げモーメントの大きさに影響を与えない。
【００２５】
（第２の実施形態）
図３に、本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１の上半分の断面図を、図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図に対応させて示す。第２の実施形態のＭＲＩ装置１は、第１の実施形態のＭＲＩ装置１と比較して、第３支持部材１８が、超電導主コイル１１の径方向の、内側ではなく、外側に配置されている点が異なっている。この相違点に伴い、巻枠１４に貫通孔１４ａが形成され、冷却容器１３に貫通孔１４ａを貫通するように貫通孔１３ａが形成されている。そして、貫通孔１３ａと貫通孔１４ａとを貫通するように第３支持部材１８が設けられている。なお、第３支持部材１８は、超電導シールドコイル１２よりも内径側に設けられている。第２の実施形態によれば、第１の実施形態と同じ効果が得られるだけでなく、さらに、均一磁場領域４から第３支持部材１８を離すことができるので、被検者に高い開放感を提供することができる。
【００２６】
（第３の実施形態）
図４に、本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置１の四半分（ｙとｚが正の範囲のｙ軸ｚ軸平面で切断した切断面を示す。第３の実施形態のＭＲＩ装置１は、第１の実施形態のＭＲＩ装置１と比較して、強磁性体部材１５に、非磁性部材２１が取り付けられている点が異なっている。強磁性体部材１５は、磁場均一度や漏れ磁場を許容値内に設定することができる形状に決められるので、必ずしも、前記引力Ｆ２、Ｆ３に耐えられる強度が確保できているわけではない。強磁性体部材１５に、非磁性部材２１が取り付けることで、不足する強度を補うことができる。強磁性体部材１５には、最外径より内側の領域に非磁性部材２１が取り付けられている。図４に示すように、例えば、強磁性体部材１５上に非磁性部材２１ａを取り付けることで、非磁性部材２１ａをリブとして機能させることができる。また、強磁性体部材１５が、半径方向の内側の円盤形状の強磁性体部材１５ａと、外側のドーナツ形状の強磁性体部材１５ｂに、分断されている場合には、強磁性体部材１５ａと強磁性体部材１５ｂの間に非磁性部材２１ｂを設けて、連結材として機能させてもよい。また、強磁性体部材１５（１５ａ）に形成された溝に、非磁性部材２１ｃを埋め込んで取り付けることで、非磁性部材２１ｃを補強材として機能させることができる。第３の実施形態によれば、第１の実施形態と同じ効果が得られるだけでなく、さらに、強磁性体部材１５の体積を必要最小限に抑えることができるので、材料費を節約できる。
【００２７】
（第４の実施形態）
図５に、本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置１の断面図を、図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図に対応させて示す。第４の実施形態のＭＲＩ装置１は、第１の実施形態のＭＲＩ装置１と比較して、上下一対の下側の強磁性体部材１５に支持する第３支持部材１８に替えて、真空容器３の床部３ａに支持する第３支持部材１８ａが設けられている点が異なっている。ただ、第３支持部材１８ａも、第３支持部材１８と同様に、上下一対の上側の強磁性体部材１５を支持している。第３支持部材１８ａによっても、引き合う上下一対の強磁性体部材１５を互いに離して保持（支持）することができる。第３支持部材１８ａは、連結柱６の中に設けられ、第１支持部材１６とは冷却容器１３の連通管で隔てられ離れている。第３支持部材１８ａは、上下一対の上側の強磁性体部材１５を吊っている形態になっている。第３支持部材１８ａは、冷却容器１３や超電導主コイル１１さらに超電導シールドコイル１２の半径方向の外側に設けられている。第４の実施形態によれば、第１の実施形態と同じ効果が得られるだけでなく、さらに、均一磁場領域４から第３支持部材１８ａを離すことができるので、被検者に高い開放感を提供することができる。
【符号の説明】
【００２８】
１ 磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）
２ 電磁石装置
３ 真空容器
３ａ 床部
４ 観測領域（均一磁場領域）
５ 静磁場の方向
６ 連結柱
７ 高周波照射コイル
８ ベッド
９ 傾斜磁場コイル
１１ 超伝導主コイル
１２ 超伝導シールドコイル
１３ 冷却容器
１３ａ 冷却容器に開けた貫通穴
１４ 巻枠
１４ａ 巻枠に開けた貫通穴
１５、１５ａ、１５ｂ 強磁性体部材
１６ 第１支持部材
１７ 第２支持部材
１８、１８ａ 第３支持部材
１９ 断熱支持部材
２１、２１ａ、２１ｂ、２１ｃ 非磁性部材
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電磁石装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置(以下、ＭＲＩ装置という)に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴（以下、ＮＭＲという）現象により水素原子核スピンが放出する電磁波を計測し、その信号を演算処理することによって、被検者体内中の水素原子核密度分布を求め、被検者体内を断層像化するものである。計測する際には、強い磁場（０．２Ｔ以上）で、高い静磁場均一度（１０ｐｐｍ程度）を有する均一磁場領域を形成し、その均一磁場領域を、被検者を計測（観測）するための観測領域とする必要がある。
【０００３】
ＭＲＩ装置としては、連結柱によって離間された上下一対の円盤状の真空容器を外観とする電磁石装置が用いられた開放型ＭＲＩ装置が開発されている。開放型ＭＲＩ装置では、一対の前記真空容器の間に十分なガントリーギャップを設け、このガントリーギャップ内の前記均一磁場領域（観測領域）に被検者が置かれる。このため、被検者の視界が閉ざされず開放感があり、被検者に好評である。また、上下一対の真空容器の間から被検者へのアクセスが容易であるので、検査のセッティングを容易に行え、検査を行う人にも好評である。
【０００４】
従来の電磁石装置では、上下一対の真空容器内に、上下一対の超電導主コイルと、上下一対の超電導シールドコイルが収納されている。この超電導シールドコイルはＭＲＩ外部への漏れ磁場を低減させる役割を果し、超電導主コイルとは逆向きの電流を流す。そして、均一磁場領域（観測領域）の磁場強度を上げるために、超電導主コイルに流す電流を上げるのと同時に超電導シールドコイルに流す電流も上げている。その結果、超電導臨界電流に対する余裕が無くなり、超電導状態を維持することが難しくなっている。そこで、高い磁場強度を維持したまま電流を低減できるように、上下一対の超電導主コイルと上下一対の超電導シールドコイルを含んだ磁気回路の一部に、上下一対の強磁性体部材を設けている（例えば、特許文献１及び２参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００８−１３０７０７号公報
【特許文献２】特開２００８−１２５８４１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
上下一対の超電導主コイルに電流を流すと、均一磁場領域が生成される一方で、上下一対の超電導主コイルが互いに引き合う。このため、引き合う方向に移動しないように、支持部材が設けられている。しかし、超電導主コイルが引き合う引力は、超電導主コイルに均一に作用するところ、支持部材は、均一磁場領域（観測領域）に被検者を搬入可能にし、被検者が開放感を持てるように、通常、１本か２本の連結柱であるために、超電導主コイルを均一に支持することができず、超電導主コイルが撓んでしまう。撓んだ超電導主コイルには応力が生じクエンチを起こしやすくなるので、超電導主コイルの巻枠は、撓まないよう肉厚にして剛性を高めており、ＭＲＩ装置の重量が大きくなる傾向があった。
【０００７】
そこで、本発明の目的は、クエンチの発生を抑えられ、かつ、ＭＲＩ装置を軽量化可能な電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明は、均一磁場領域を挟んで対向する上下一対の超電導主コイルと、前記均一磁場領域を前記超電導主コイルより外側で挟んで対向し、前記超電導主コイルとは逆向きの電流を流す上下一対の超電導シールドコイルと、前記上下一対の超電導主コイルと上下一対の超電導シールドコイルとを同時に上下に離して支持する第１支持部材と、前記超電導主コイルと超電導シールドコイルから離れ、前記均一磁場領域を挟んで対向する上下一対の強磁性体部材と、前記上下一対の強磁性体部材の一方を床部から支持する第２支持部材と、前記第１支持部材から離れ、前記上下一対の強磁性体部材の他方を、前記上下一対の強磁性体部材の一方から支持する第３支持部材とを有し、前記強磁性体部材の最外径は、前記超電導主コイルの最内径よりも大きい電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置であることを特徴としている。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、クエンチの発生を抑えられ、かつ、ＭＲＩ装置を軽量化可能な電磁石装置及びそれを用いたＭＲＩ装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の斜視図である。
【図２】図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図である。
【図３】本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の上半分を、図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図に対応させて示した図である。
【図４】本発明の第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の四半分を、図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図に対応させて示した図である。
【図５】本発明の第４の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を、図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図に対応させて示した図である。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
次に、本発明の実施形態について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
【００１２】
（第1の実施形態）
図１に、本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）１の斜視図を示す。図１に示すように、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、外側に上下一対の真空容器３を備える電磁石装置２と、上下一対の真空容器３を互いに離間させて支持する連結柱６と、上下一対の真空容器３の間に配置されたベッド８を有している。電磁石装置２及び上下一対の真空容器３は、共通の中心軸（ｚ軸）に対して概ね軸回転対称の円盤形状をしている。この電磁石装置２によれば、上下一対の真空容器３の間の球状の観測領域４に、磁場強度が０．７Ｔ以上の強磁場であり、その磁場強度の均一性が数ｐｐｍの高い均一度を有し、磁場の方向５がｚ軸と平行である静磁場（いわゆる均一磁場領域）を生成することができる。また、観測領域（均一磁場領域）４の直下には、高周波照射コイル７が設けられている。なお、ＭＲＩ装置１の構造の理解を容易にするために、ｘｙｚ座標を設定している。前記中心軸にｚ軸を設定し、ｚ軸上の上下一対の真空容器３の中間に、座標原点を設定している。座標原点から連結柱６へ向かう方向に沿ってｙ軸を設定している。ｙ軸に直角の方向にｘ軸を設定している。
【００１３】
図２に、図１のＩＩ−ＩＩ方向の（ｘが正の範囲のｚ軸ｘ軸平面と、ｙが正の範囲のｙ軸ｚ軸平面とで切断した）矢視断面図を示す。ＭＲＩ装置１は、上下一対の真空容器３を外観とする電磁石装置２を有し、電磁石装置２は、上下一対の真空容器３の間に、均一磁場領域４を発生させることができる。上下一対の真空容器３の間の空間において、前記均一磁場領域４を挟むように上下一対の傾斜磁場コイル９と、上下一対の高周波照射コイル７が設けられている。上下一対の傾斜磁場コイル９は、被検者の撮像において空間位置情報を付与する目的で、均一磁場領域４に磁場の空間的な変化（傾斜磁場）を印加する。上下一対の高周波照射コイル７は、ＮＭＲ現象を引起すための共鳴周波数の電磁波を、均一磁場領域４に印加する。これらで構成されるＭＲＩ装置１によれば、ベッド８に搬送された被検者体内の観測領域の断面を画像化することができる。即ち、均一磁場領域４に、傾斜磁場コイル９で傾斜磁場を重畳させることにより、観測領域（通常１ｍｍ厚のスライス面）だけを所定の磁場強度に設定する。続いて、高周波照射コイル７を用いてその観測領域に共鳴周波数の電磁波を照射して、スライス面にだけＮＭＲ現象を引き起こさせ、水素原子核スピンが放出する電磁波に基づいて画像化する。
【００１４】
電磁石装置２は、対向して配置された上下一対の冷却容器１３を、対向して配置された上下一対の真空容器３の中に有している。冷却容器１３は、真空容器３の中にあって外界から断熱されている。上下一対の冷却容器１３は、連結柱６の内側で、連通している。上下一対の冷却容器１３の中には、上下一対の超電導主コイル１１と、上下一対の超電導シールドコイル１２と、超電導主コイル１１と超電導シールドコイル１２が巻かれた上下一対の巻枠１４と、上下一対の巻枠１４を離間させて支持する第１支持部材１６とが、冷媒の液体ヘリウム（Ｈｅ）と共に収容されている。上下一対の超電導主コイル１１は、ｚ軸を共通の中心軸とし、均一磁場領域４を挟んで対向するように配置されている。上下一対の超電導シールドコイル１２は、ｚ軸を共通の中心軸とし、均一磁場領域４を挟んで対向するように配置され、超電導主コイル１１とは逆方向の磁場を発生するように逆向きの電流が流される。超電導主コイル１１と超電導シールドコイル１２とは、冷却容器１３の中にあって冷媒によって冷却され超電導状態になっている。超電導主コイル１１は、ｚ軸方向に対して、超電導シールドコイル１２よりも観測領域（均一磁場領域）４に近い位置に配置される。なお、超電導シールドコイル１２は、超電導主コイル１１がＭＲＩ装置１の外部に生成する磁場（漏れ磁場）を抑制する磁場を生成する。
【００１５】
上下一対の超電導主コイル１１は、通電されると、発生した電磁力が引力として作用し互いに引き合う。また、上下一対の超電導シールドコイル１２にも通電されることにより、超電導主コイル１１と超電導シールドコイル１２との間には、互いに離れようとする斥力が作用する。
【００１６】
巻枠１４は、これらの上下一対の超電導主コイル１１と上下一対の超電導シールドコイル１２に作用する力（引力、斥力）によって、形状が歪んで内部応力が生じないように支持している。また、前記斥力によって、超電導主コイル１１と超電導シールドコイル１２の相対距離が変動しないように、巻枠１４で両者を連結して支持している。
【００１７】
上下一対の巻枠１４の間には、総じて、引力が作用する。このため、引き合う上下一対の巻枠１４を互いに離して支持する第１支持部材１６が、連結柱６の中の上下一対の冷却容器１３の連通管の中に設けられている。第１支持部材１６は、上下一対の巻枠１４の間に配置され、上下一対の巻枠１４それぞれに直接連結している。第１支持部材１６は、上下一対の超電導主コイル１１と上下一対の超電導シールドコイル１２とを同時に上下に離して支持している。第１支持部材１６は、柱状であり、上下一対の下側の巻枠１４の直上に、柱状の第１支持部材１６の下端が設置され、上下一対の上側の巻枠１４の直下に、柱状の第１支持部材１６の上端が設置されている。第１支持部材１６と上下一対の巻枠１４は、冷却容器１３に支持されており、冷却容器１３は、熱抵抗の大きい断熱支持部材１９を介して、真空容器３の床部３ａに支持されている。
【００１８】
電磁石装置２は、ｚ軸を共通の中心軸とする円板状であり、前記均一磁場領域４を挟んで対向する上下一対の強磁性体部材１５を有している。強磁性体部材１５は、外気温の変化を受けにくいように真空容器３の内部に配置され、冷媒の量を減らすために冷却容器１３の外部に設けられている。また、強磁性体部材１５は、冷却容器１３の径方向の内側に配置されている。強磁性体部材１５は、冷却容器１３に接しないように離れて配置されている。強磁性体部材１５は、超電導主コイル１１と超電導シールドコイル１２に接しないように離れて配置されている。強磁性体部材１５は、成分の調整された鋼材、好ましくは純鉄で構成されている。
【００１９】
上下一対の強磁性体部材１５の間には、上下一対の超電導主コイル１１に通電されると、引力が作用する。このため、引き合う上下一対の強磁性体部材１５を互いに離して支持する第３支持部材１８が、連結柱６の中に設けられている。第３支持部材１８は、第１支持部材１６とは冷却容器１３の連通管で隔てられ離れている。第３支持部材１８は、上下一対の強磁性体部材１５の間に配置され、上下一対の強磁性体部材１５それぞれに直接連結している。第３支持部材１８は、柱状であり、上下一対の下側の強磁性体部材１５の直上に、柱状の第３支持部材１８の下端が設置され、上下一対の上側の強磁性体部材１５の直下に、柱状の第３支持部材１８の上端が設置されている。第３支持部材１８は、超電導主コイル１１や冷却容器１３よりも内径側に設けられている。上下一対の下側の強磁性体部材１５は、第２支持部材１７を介して、真空容器３の床部３ａに支持されている。
【００２０】
上下一対の上側の強磁性体部材１５は、上下一対の上側の超電導主コイル１１より高い位置に配置され、上下一対の上側の超電導シールドコイル１２より低い位置に配置されている。同様に、上下一対の下側の強磁性体部材１５は、上下一対の下側の超電導主コイル１１より低い位置に配置され、上下一対の下側の超電導シールドコイル１２より高い位置に配置されている。
【００２１】
強磁性体部材１５の最外径は、超電導主コイル１１や超電導シールドコイル１２の最内径よりも大きい。
【００２２】
上下一対の超電導主コイル１１に通電され電磁力が作用しているときには、上下一対の超電導主コイル１１に引力Ｆ１が作用する。また、上下一対の超電導主コイル１１に通電されているときには、上下一対の強磁性体部材１５の間にも引力Ｆ３が作用し、超電導主コイルと強磁性体部材の間にも引力Ｆ２が作用する。引力Ｆ１は、超電導主コイル１１全域に均等に作用するところ、上下一対の超電導主コイル１１は、巻枠１４を介して第１支持部材１６で局所的に（２点で）支持されているので、超電導主コイル１１と巻枠１４には、曲げモーメントが発生し撓もうとする。一方、引力Ｆ２は、超電導主コイル１１に作用する方向が引力Ｆ１とは逆方向であるので、見かけ上、引力Ｆ１を小さくでき、超電導主コイル１１や巻枠１４に生じる曲げモーメントを小さくすることができる。これによれば、超電導主コイル１１、超電導シールドコイル１２や巻枠１４は撓みにくくなり、超電導主コイル１１、超電導シールドコイル１２には、内部応力が生じにくくなるので、クエンチを生じにくくすることができる。また、撓みにくくなると、不要な誤差磁場の発生を防ぐ事ができ、撮像性能を上げることができる。
【００２３】
また、曲げモーメントが小さくなれば、許容される撓み量に応じて、巻枠１４の断面二次モーメントを小さくすることができ、巻枠１４の断面積を小さくして軽量化することができる。ＭＲＩ装置１を軽量化できる。
【００２４】
また、引力Ｆ３は、超電導主コイル１１や巻枠１４に作用せず、前記曲げモーメントの大きさに影響を与えない。
【００２５】
（第２の実施形態）
図３に、本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１の上半分の断面図を、図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図に対応させて示す。第２の実施形態のＭＲＩ装置１は、第１の実施形態のＭＲＩ装置１と比較して、第３支持部材１８が、超電導主コイル１１の径方向の、内側ではなく、外側に配置されている点が異なっている。この相違点に伴い、巻枠１４に貫通孔１４ａが形成され、冷却容器１３に貫通孔１４ａを貫通するように貫通孔１３ａが形成されている。そして、貫通孔１３ａと貫通孔１４ａとを貫通するように第３支持部材１８が設けられている。なお、第３支持部材１８は、超電導シールドコイル１２よりも内径側に設けられている。第２の実施形態によれば、第１の実施形態と同じ効果が得られるだけでなく、さらに、均一磁場領域４から第３支持部材１８を離すことができるので、被検者に高い開放感を提供することができる。
【００２６】
（第３の実施形態）
図４に、本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置１の四半分（ｙとｚが正の範囲のｙ軸ｚ軸平面で切断した切断面を示す。第３の実施形態のＭＲＩ装置１は、第１の実施形態のＭＲＩ装置１と比較して、強磁性体部材１５に、非磁性部材２１が取り付けられている点が異なっている。強磁性体部材１５は、磁場均一度や漏れ磁場を許容値内に設定することができる形状に決められるので、必ずしも、前記引力Ｆ２、Ｆ３に耐えられる強度が確保できているわけではない。強磁性体部材１５に、非磁性部材２１が取り付けることで、不足する強度を補うことができる。強磁性体部材１５には、最外径より内側の領域に非磁性部材２１が取り付けられている。図４に示すように、例えば、強磁性体部材１５上に非磁性部材２１ａを取り付けることで、非磁性部材２１ａをリブとして機能させることができる。また、強磁性体部材１５が、半径方向の内側の円盤形状の強磁性体部材１５ａと、外側のドーナツ形状の強磁性体部材１５ｂに、分断されている場合には、強磁性体部材１５ａと強磁性体部材１５ｂの間に非磁性部材２１ｂを設けて、連結材として機能させてもよい。また、強磁性体部材１５（１５ａ）に形成された溝に、非磁性部材２１ｃを埋め込んで取り付けることで、非磁性部材２１ｃを補強材として機能させることができる。第３の実施形態によれば、第１の実施形態と同じ効果が得られるだけでなく、さらに、強磁性体部材１５の体積を必要最小限に抑えることができるので、材料費を節約できる。
【００２７】
（第４の実施形態）
図５に、本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置１の断面図を、図１のＩＩ−ＩＩ方向の矢視断面図に対応させて示す。第４の実施形態のＭＲＩ装置１は、第１の実施形態のＭＲＩ装置１と比較して、上下一対の下側の強磁性体部材１５に支持する第３支持部材１８に替えて、真空容器３の床部３ａに支持する第３支持部材１８ａが設けられている点が異なっている。ただ、第３支持部材１８ａも、第３支持部材１８と同様に、上下一対の上側の強磁性体部材１５を支持している。第３支持部材１８ａによっても、引き合う上下一対の強磁性体部材１５を互いに離して保持（支持）することができる。第３支持部材１８ａは、連結柱６の中に設けられ、第１支持部材１６とは冷却容器１３の連通管で隔てられ離れている。第３支持部材１８ａは、上下一対の上側の強磁性体部材１５を吊っている形態になっている。第３支持部材１８ａは、冷却容器１３や超電導主コイル１１さらに超電導シールドコイル１２の半径方向の外側に設けられている。第４の実施形態によれば、第１の実施形態と同じ効果が得られるだけでなく、さらに、均一磁場領域４から第３支持部材１８ａを離すことができるので、被検者に高い開放感を提供することができる。
【符号の説明】
【００２８】
１ 磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）
２ 電磁石装置
３ 真空容器
３ａ 床部
４ 観測領域（均一磁場領域）
５ 静磁場の方向
６ 連結柱
７ 高周波照射コイル
８ ベッド
９ 傾斜磁場コイル
１１ 超伝導主コイル
１２ 超伝導シールドコイル
１３ 冷却容器
１３ａ 冷却容器に開けた貫通穴
１４ 巻枠
１４ａ 巻枠に開けた貫通穴
１５、１５ａ、１５ｂ 強磁性体部材
１６ 第１支持部材
１７ 第２支持部材
１８、１８ａ 第３支持部材
１９ 断熱支持部材
２１、２１ａ、２１ｂ、２１ｃ 非磁性部材
【特許請求の範囲】
【請求項１】
均一磁場領域を挟んで対向する上下一対の超電導主コイルと、
前記均一磁場領域を前記超電導主コイルより外側で挟んで対向し、前記超電導主コイルとは逆向きの電流を流す上下一対の超電導シールドコイルと、
前記上下一対の超電導主コイルと上下一対の超電導シールドコイルとを同時に上下に離して支持する第１支持部材と、
前記超電導主コイルと超電導シールドコイルから離れ、前記均一磁場領域を挟んで対向する上下一対の強磁性体部材と、
前記上下一対の強磁性体部材の一方を床部から支持する第２支持部材と、
前記第１支持部材から離れ、前記上下一対の強磁性体部材の他方を、前記上下一対の強磁性体部材の一方から支持する第３支持部材とを有し、
前記強磁性体部材の最外径は、前記超電導主コイルの最内径よりも大きいことを特徴とする電磁石装置。
【請求項２】
前記第３支持部材は、前記超電導主コイルよりも内径側に設けられていることを特徴とする請求項１に記載の電磁石装置。
【請求項３】
前記第３支持部材は、前記超電導主コイルよりも外径側でかつ前記超電導シールドコイルよりも内径側に設けられていることを特徴とする請求項１に記載の電磁石装置。
【請求項４】
前記第３支持部材は、前記超電導シールドコイルの径方向外側に設けられていることを特徴とする請求項１に記載の電磁石装置。
【請求項５】
前記一対の強磁性体部材には、非磁性部材が取り付けられていることを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の電磁石装置。
【請求項６】
前記一対の強磁性体部材は、該強磁性体部材の最外径より内側の領域に非磁性部材が取り付けられていることを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載の電磁石装置。
【請求項７】
請求項１乃至請求項６のいずれか1項に記載の電磁石装置を用いた磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１】
均一磁場領域を挟んで対向する上下一対の超電導主コイルと、
前記均一磁場領域を前記超電導主コイルより外側で挟んで対向し、前記超電導主コイルとは逆向きの電流を流す上下一対の超電導シールドコイルと、
前記上下一対の超電導主コイルと上下一対の超電導シールドコイルとを同時に上下に離して支持する第１支持部材と、
前記超電導主コイルと超電導シールドコイルから離れ、前記均一磁場領域を挟んで対向する上下一対の強磁性体部材と、
前記上下一対の強磁性体部材の一方を床部から支持する第２支持部材と、
前記第１支持部材から離れ、前記上下一対の強磁性体部材の他方を、前記上下一対の強磁性体部材の一方から支持する第３支持部材とを有し、
前記強磁性体部材の最外径は、前記超電導主コイルの最内径よりも大きいことを特徴とする電磁石装置。
【請求項２】
前記第３支持部材は、前記超電導主コイルよりも内径側に設けられていることを特徴とする請求項１に記載の電磁石装置。
【請求項３】
前記第３支持部材は、前記超電導主コイルよりも外径側でかつ前記超電導シールドコイルよりも内径側に設けられていることを特徴とする請求項１に記載の電磁石装置。
【請求項４】
前記第３支持部材は、前記超電導シールドコイルの径方向外側に設けられていることを特徴とする請求項１に記載の電磁石装置。
【請求項５】
前記一対の強磁性体部材には、非磁性部材が取り付けられていることを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の電磁石装置。
【請求項６】
前記一対の強磁性体部材は、該強磁性体部材の最外径より内側の領域に非磁性部材が取り付けられていることを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載の電磁石装置。
【請求項７】
請求項１乃至請求項６のいずれか1項に記載の電磁石装置を用いた磁気共鳴イメージング装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【公開番号】特開２０１０−２３３７３６（Ｐ２０１０−２３３７３６Ａ）
【公開日】平成２２年１０月２１日（２０１０．１０．２１）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−８３６５９（Ｐ２００９−８３６５９）
【出願日】平成２１年３月３０日（２００９．３．３０）
【出願人】（０００００５１０８）株式会社日立製作所 (27,607)
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２２年１０月２１日（２０１０．１０．２１）
【国際特許分類】
【出願日】平成２１年３月３０日（２００９．３．３０）
【出願人】（０００００５１０８）株式会社日立製作所 (27,607)
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【Ｆターム（参考）】
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