JP2021177887A - Electromagnet device, beam transport device, particle beam therapy device, and magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、電磁石装置に関し、特に、高速に磁場掃引を行う電磁石装置に関する。 The present invention relates to an electromagnet device, and more particularly to an electromagnet device that sweeps a magnetic field at high speed.
陽子や炭素等の重粒子を加速器で加速して粒子ビームを形成し、患者の腫瘍等に照射する粒子線治療装置が知られている。粒子線治療装置は、ビームを加速器によって加速し、加速器から出射された粒子ビームを、輸送系によって必要個所において偏向させながら照射ノズルまで輸送し、照射ノズルよりビームを患者に向かって照射する。このとき、粒子線治療装置では、患部の深さ方向の照射位置を制御するため、ビームのエネルギー強度を変化させる等の制御が行われる。具体的には例えば、ビームをいったん最高エネルギーまで加速したあと、患部に打ち込む深さに応じてエネルギーを段々に減らしながらビームを患部まで輸送して打ち込む多段照射が行われている。 A particle beam therapy device is known in which heavy particles such as protons and carbon are accelerated by an accelerator to form a particle beam and irradiate a patient's tumor or the like. The particle beam therapy device accelerates the beam by an accelerator, transports the particle beam emitted from the accelerator to the irradiation nozzle while deflecting it at a required position by the transport system, and irradiates the beam toward the patient from the irradiation nozzle. At this time, in the particle beam therapy device, in order to control the irradiation position in the depth direction of the affected area, control such as changing the energy intensity of the beam is performed. Specifically, for example, after accelerating the beam to the maximum energy, multi-stage irradiation is performed in which the beam is transported to the affected area and irradiated while gradually reducing the energy according to the depth of the beam.
加速器や輸送系には、多数の電磁石装置が用いられ、ビームに高精度の磁場を印加する。これらの電磁石装置の一部は、磁場の空間分布の精度を保ったまま、磁場強度を変化させる必要がある。例えば、輸送系の一部の電磁石装置は、ビームのエネルギー強度が変更された場合には、それに応じて磁場の強度を変化させ、ビームの偏向方向を所望の向きに維持する。 A large number of electromagnet devices are used in accelerators and transport systems, and a high-precision magnetic field is applied to the beam. Some of these electromagnet devices need to change the magnetic field strength while maintaining the accuracy of the spatial distribution of the magnetic field. For example, some electromagnet devices in the transport system, when the energy intensity of the beam is changed, change the intensity of the magnetic field accordingly to maintain the deflection direction of the beam in the desired direction.
近年、重い炭素イオン等の重粒子ビームを患者に対して３６０度任意の角度から照射する回転ガントリを備えた粒子線治療装置が実用化されつつある。重粒子ビームを小さな半径で曲げるためには、陽子よりも強い磁場を必要とするため、超電導偏向磁石が用いられる。超電導偏向磁石には、その運転のため、常伝導磁石よりも大型の電源が必要である。 In recent years, a particle beam therapy device equipped with a rotating gantry that irradiates a patient with a heavy particle beam such as a heavy carbon ion from an arbitrary angle of 360 degrees has been put into practical use. A superconducting deflecting magnet is used because it requires a stronger magnetic field than protons to bend a heavy particle beam with a small radius. The superconducting deflecting magnet requires a larger power supply than the normal conducting magnet for its operation.
また、粒子線治療装置では、細く絞ったビームを腫瘍の形状に合わせてなぞるように走査する照射方法（スキャニング照射法）が普及しており、ビームを走査するために、高速で磁場を変更可能な走査電磁石が用いられる。 In addition, in particle beam therapy equipment, an irradiation method (scanning irradiation method) that scans a finely focused beam so as to trace it according to the shape of the tumor is widespread, and the magnetic field can be changed at high speed in order to scan the beam. Scanning electromagnet is used.
また、電磁石装置は、粒子線治療装置のみならず、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の静磁場発生装置や傾斜磁場発生装置等の種々の用途がある。 Further, the electromagnet device has various uses such as a static magnetic field generator and a gradient magnetic field generator of an MRI (magnetic resonance imaging) device as well as a particle beam therapy device.
超電導磁石装置の一例としては、例えば特許文献１に記載のものが知られている。この装置は、超電導コイルおよび直流電源の耐電圧および定格電圧を低く抑えつつ、クエンチ発生時の超電導コイルの焼損を抑制するため、超電導コイルを複数のコイル群に分けて、それぞれに直流電源を接続した構成としている。
As an example of the superconducting magnet device, for example, the one described in
粒子線治療装置においては、治療のスループットを上げるために、治療のための患部の位置決めなどのセッティングに伴う時間を短縮することや、多段出射のためビームエネルギーの変更を高速に行うことが求められている。後者のためには、ビーム輸送系における電磁石装置が、高速に磁場を変化させることが必要である。 In particle beam therapy equipment, in order to increase the throughput of treatment, it is required to shorten the time required for setting such as positioning of the affected area for treatment, and to change the beam energy at high speed for multi-stage emission. ing. For the latter, the electromagnet device in the beam transport system needs to change the magnetic field at high speed.
また、粒子線治療装置では小型化や広いビーム照射野も求められている。この場合、走査電磁石等の電磁石装置が発生する（積分）磁場強度を上げることが必要となる。 In addition, the particle beam therapy device is required to be miniaturized and have a wide beam irradiation field. In this case, it is necessary to increase the (integral) magnetic field strength generated by the electromagnet device such as the scanning electromagnet.
電磁石装置の磁場を変化させるために、電源から供給する電流を変化させると、コイルのインダクタンスにより誘導電圧が発生する。電源は、誘導電圧よりも大きな電圧を印加しなければ電流を変化させることができない。そのため、磁場の変化速度は、コイルに接続された電源の出力可能な電圧の大きさによって制限される。 When the current supplied from the power source is changed in order to change the magnetic field of the electromagnet device, an induced voltage is generated by the inductance of the coil. The power supply cannot change the current unless a voltage larger than the induced voltage is applied. Therefore, the rate of change of the magnetic field is limited by the magnitude of the outputable voltage of the power supply connected to the coil.
電磁石装置が常伝導電磁石の場合には、コイルのインダクタンスによる誘導電圧に加え、コイルの電気抵抗による抵抗性電圧を生じる。このため、常伝導電磁石の磁場の変化速度は、超電導磁石よりも、コイルに接続された電源の出力可能な最大電圧によっていっそう制限される。 When the electromagnet device is a normal conduction electromagnet, a resistance voltage is generated by the electric resistance of the coil in addition to the induced voltage due to the inductance of the coil. Therefore, the rate of change of the magnetic field of the normal conduction electromagnet is further limited by the maximum output voltage of the power supply connected to the coil, as compared with the superconducting magnet.
このため、電磁石装置の磁場の変化速度を大きくするためには、コイルに電力を供給する電源の出力可能な電圧を大きくする必要があるが、電源装置が大型化するという問題がある。また、電源は、その出力電流をトランジスタ、ＭＯＳＦＥＴ（Metal-Oxide-Semiconductor Field Effect Transistor）、ＩＧＢＴ（Insulated Gate Bipolor Transistor）等の半導体素子によって制御するのが一般的な構造であるため、半導体素子の耐電圧以上の電圧を出力することは困難である。 Therefore, in order to increase the rate of change of the magnetic field of the electromagnet device, it is necessary to increase the output voltage of the power supply that supplies electric power to the coil, but there is a problem that the power supply device becomes large. In addition, the power supply has a general structure in which the output current is controlled by a semiconductor element such as a transistor, MOSFET (Metal-Oxide-Semiconductor Field Effect Transistor), and IGBT (Insulated Gate Bipolor Transistor). It is difficult to output a voltage higher than the withstand voltage.
そこで、限られた出力電圧の電源を用いて、コイルを磁場の変化速度を大きくするため、コイルを複数に分割することにより一つのコイルのインダクタンスを小さくし、それぞれを別々の電源に接続して駆動することが考えられる。しかしながら、コイルを複数に分割して別々の電源から電力を供給した場合、各コイルに供給される電流のバランスをとる制御は容易ではない。そのため、粒子線治療装置やＭＲＩ装置のように、求められる磁場の空間分布の精度が高い場合、高精度な磁場の空間分布を維持しながら、その磁場の強度を高速で変化させるためには、複数の電源の出力をバランスをとりながら高精度に制御する回路が別途必要になる。 Therefore, in order to increase the rate of change of the magnetic field in the coil using a power supply with a limited output voltage, the inductance of one coil is reduced by dividing the coil into multiple parts, and each is connected to a separate power supply. It is conceivable to drive. However, when the coil is divided into a plurality of coils and power is supplied from different power sources, it is not easy to control the balance of the current supplied to each coil. Therefore, when the required spatial distribution of the magnetic field is highly accurate, such as in a particle beam therapy device or MRI device, in order to change the strength of the magnetic field at high speed while maintaining a highly accurate spatial distribution of the magnetic field, A separate circuit that controls the outputs of multiple power supplies with high accuracy while balancing them is required.
本発明の目的は、高精度な磁場の空間分布を維持しながら、磁場の強度を高速に変更することが可能な、簡素な構成の電磁石装置を提供することにある。 An object of the present invention is to provide an electromagnet device having a simple structure capable of changing the strength of a magnetic field at high speed while maintaining a highly accurate spatial distribution of a magnetic field.
上記目的を達成するために、本発明の電磁石装置は、発生する磁場の少なくとも一部が重なり合うように配置された複数のコイルと、複数の電源とを有する。複数のコイルと複数の電源は、コイルと電源とが交互に並ぶように直列に接続されている。 In order to achieve the above object, the electromagnet device of the present invention has a plurality of coils arranged so that at least a part of the generated magnetic field overlaps with each other, and a plurality of power sources. The plurality of coils and the plurality of power supplies are connected in series so that the coils and the power supplies are arranged alternately.
本発明の電磁石装置によれば、複数のコイルに流れる電流値が同じになるため、高精度な磁場の空間分布を維持しながら、磁場の強度を高速に変更することができ、しかも、簡素な構成となる。 According to the electromagnet device of the present invention, since the current values flowing through the plurality of coils are the same, the strength of the magnetic field can be changed at high speed while maintaining the spatial distribution of the magnetic field with high accuracy, and it is simple. It becomes a composition.
本発明の一実施形態について説明する。ただし、本発明はここで取り上げた実施形態に限定されるものではなく、要旨を変更しない範囲で適宜組み合わせや改良が可能である。 An embodiment of the present invention will be described. However, the present invention is not limited to the embodiments taken up here, and can be appropriately combined and improved without changing the gist.
＜＜実施形態１＞＞
本実施形態の電磁石装置は、図１に示すように、発生する磁場２０ｍ、２１ｍの少なくとも一部が重なり合うように配置された複数のコイル２０，２１と、複数の電源（励磁電源）８ａ，８ｂとを備えて構成される。複数のコイル２０，２１と複数の電源８ａ，８ｂは、コイルと電源とが交互に並ぶように直列に接続されている。例えば、図１の電磁石装置の例では、その等価回路を図２に示したように、コイル２０、電源８ａ、コイル２１、電源８ｂの順に直列に接続された閉回路である。
<<
In the electromagnet device of the present embodiment, as shown in FIG. 1, a plurality of
このような回路構成の電磁石装置では、直列接続の複数のコイル２０，２１には、同じ大きさの電流が順番に通過していく。言い換えるならば、それぞれのコイル２０，２１は、一続きの電流で運転される。
In an electromagnet device having such a circuit configuration, currents of the same magnitude pass through a plurality of
よって、所望の磁場分布を形成するコイルを複数のコイル２０，２１に分割することにより、一つのコイルのインダクタンスを小さくすることができるため、限られた出力電圧の電源８ａ，８ｂを用いながら、コイル２０，２１に供給する電流の大きさを、コイルを分割していない場合よりも高速に変化させることが可能になる。
Therefore, by dividing the coil forming the desired magnetic field distribution into a plurality of
しかも、分割されたコイル２０，２１には同じ値の電流が流れるため、コイル２０が発生する磁場２０ｍとコイル２１が発生する磁場２１ｍの強度バランスを、電流値を変化させた場合であっても維持することができる。したがって、磁場２０ｍと磁場２１ｍの重なり合いによって形成される高精度の磁場空間分布を維持しながら、磁場強度を高速に変化させることができる。
Moreover, since the same value of current flows through the divided coils 20 and 21, even when the current value is changed, the strength balance between the
さらに、本実施形態の電磁石装置は、複数のコイル２０，２１と、複数の電源（励磁電源）８ａ，８ｂと交互に直列に接続するという簡素な回路構成であり、電流を変化させる際には、回路を流れる電流値を変化させるように電源８ａおよび／または電源８ｂを調整すれば足り、これにより磁場分布も維持することができる。よって、本実施形態の電磁石装置は、磁場分布を維持するために、電源８ａと電源８ｂの出力をバランスをとりながら高精度に制御する回路等は不要であり、簡素な回路構成の小型な装置にすることができる。
Further, the electromagnet device of the present embodiment has a simple circuit configuration in which a plurality of
電磁石装置を構成するコイル（電磁石）は、常伝導コイルであってもよいし、超電導コイルであってもよい。電磁石装置の高性能化、小型化の観点からは超電導磁石であることが望ましい。 The coil (electromagnet) constituting the electromagnet device may be a normal conduction coil or a superconducting coil. From the viewpoint of high performance and miniaturization of the electromagnet device, it is desirable to use a superconducting magnet.
電磁石装置のコイル２０，２１は、電源８ａ、８ｂにより高電圧でドライブされることが望ましいが、電磁石装置の絶縁構造を簡素化する観点からは、電源８ａ，８ｂは、内部で接地（中点接地）されており、＋と−の両極性の交流電圧（すなわち、極大値が正の電位、極小値は負の電位の交流電圧）が出力できる電源であることの望ましい。これにより、例えば、対地電圧に対して電圧値Ｖを絶縁できる絶縁構造を備えた電磁石装置は、コイル２０，２１に対して＋Ｖから−Ｖまでに電圧を印加できるため、＋Ｖの電圧もしくは−Ｖの電圧を印加した場合と比較して、２倍の大きさの電圧（−Ｖ〜＋Ｖ）を印加できる。よって、コイルの電流を２倍の速度で変化させることができるため、コイルの発生する磁場を２倍の速度で変化させることが可能になる。
It is desirable that the
電源８ａ，８ｂが両極性である場合、電源８ａ，８ｂは、例えば出力段にフルブリッジ回路を備えた構成にする。この場合、複数の電源の出力段のＩＧＢＴ素子などのゲートドライブは、すべての電源８ａ，８ｂにおいて同一タイミングで行うことが望ましい。これにより最も簡便な電源構成とすることができる。
When the
＜粒子線治療装置＞
つぎに、本実施形態の電磁石装置を用いた粒子線治療装置について、図面を参照しながら詳細に説明する。
<Particle therapy device>
Next, the particle beam therapy device using the electromagnet device of the present embodiment will be described in detail with reference to the drawings.
粒子線治療装置の全体構成を図３示す。図３のように、粒子線治療装置は、粒子線を形成する加速器５００と、粒子線を輸送するビーム輸送系２００と、患者３０１に粒子線を照射する照射装置３００と、患者３０１を搭載するベッド３０２とを備えて構成される。
FIG. 3 shows the overall configuration of the particle beam therapy device. As shown in FIG. 3, the particle beam therapy device includes an
加速器５００は、図３の例では、前段加速器であるライナック５０１と、ライナック５０１が形成した粒子線をさらに加速するシンクロトロン５０２とを備えた構成であるが、この構成に限らず、サイクロトロン等を用いることももちろん可能である。
In the example of FIG. 3, the
ビーム輸送系２００は、加速器５００で形成された粒子線を輸送するダクト２０４と、ダクト２０４内の粒子線に偏向磁場を印加する偏向磁石２０１，２０２，２０３と、粒子線を収束させる磁場を印加する四極磁石２１１と、軌道補正磁石２１２とを備えている。
The
ダクト２０４には、回転連結部２１４が設けられ、回転連結部２１４よりも加速器５００寄りの固定部に対して、回転連結部２１４よりも先端側は、回転連結部２１４の機構によって回転可能である。
The
回転連結部２１４よりも先端側のビーム輸送系２００は、不図示の回転リングに搭載され、駆動部によって回転リングが回転するのに伴って、回転軸１２１３を中心に回動する。
The
これにより、ビーム輸送系２００は、回転リングおよび駆動部とともに、回転ガントリ４００を構成している。
As a result, the
照査装置３００には患部の形に合わせてビーム照射位置を移動するための走査用電磁石３０３が搭載されている。
The
加速器５００から出射されたビームはビーム輸送系２００を通過する間に、偏向磁石２０１，２０２，２０３によってビーム輸送経路に沿って曲げられて移送され、４極磁石２１１や軌道補正磁石２１２によってビームの形状や位置が調整される。また、ビームは、照射装置３００に設置された走査電磁石３０３によって、ビーム軸に対して垂直な方向に振られ、これにより患部をなぞるように照射される。
The beam emitted from the
これらの磁石２０１〜２０３、２１１、２１２および２１３は、ビームのエネルギーに合わせて発生磁場強度が変更される。なお、ビームのエネルギー変更は、加速器５００において行ってもよいし、輸送系２００の途中にディグレーダを配置して所望量減衰させることによりエネルギーを変更してもよい。
The generated magnetic field strength of these magnets 2001-203, 211, 212 and 213 is changed according to the energy of the beam. The energy of the beam may be changed in the
＜偏向電磁石２０３の構成例＞
以下、図４、図５および図６を用いて、本実施形態の電磁石装置を重粒子線治療装置用の偏向磁石２０３として用いた例について説明する。偏向磁石２０３は、粒子線を３０度偏向させる電磁石を、ダクト２０４に沿って３つ並べ、９０度偏向させる構成である。なお、偏向磁石２０１，２０２も、構成する超電導コイルの個数が偏向磁石２０３とは異なるが、基本的な構成は同様である。
<Structure example of
Hereinafter, an example in which the electromagnet device of the present embodiment is used as the
図４は、偏向磁石２０３の側面図、図５は図４のA-A'断面図である。図６は、偏向磁石２０３内の超電導コイル２０，２１の配置を示す斜視図である。偏向磁石２０３は、複数の超電導コイル２０，２１（１０１〜１０４）と、電源８ａ、８ｂと、断熱容器１１０と、冷凍機１２０と、複数対のリード３０ａ，３０ｂ，３１ａ、３１ｂと、を備えている。
FIG. 4 is a side view of the
超電導コイル１０１と１０２は、図５のように直列に接続され、超電導コイル２０を構成している。超電導コイル１０３と１０４は、直列に接続され超電導コイル２１を構成している。超電導コイル２０、２１は、図５のように電源８ａ、８ｂと交互に直列に接続され、図１および図２に示した本実施形態の電磁石装置を構成している。超電導コイル１０１〜１０４は、それぞれが形成する磁場を重ね合わせて、ダクト２０４内を輸送される粒子線に対して所定の強度分布の磁場２１３を形成して印加する。具体的には、粒子線の進行方向２１４に対して直交する磁場２１３を印加する。これにより、磁場方向２１３および粒子線の進行方向２１４に対して直交する方向２１５へ粒子線を偏向させる。
The superconducting coils 101 and 102 are connected in series as shown in FIG. 5 to form the
なお、ここでは一例として、図６に示すように、超電導コイル２０，２１（１０１〜１０４）は、主平面内に長径と短径を有する扁平な形状に巻回され、長径がダクト２０４の軸方向に沿うように配置されている。長径方向は、ダクト２０４の湾曲に沿うように湾曲している。超電導コイル２０，２１（１０１〜１０４）は、主平面が、粒子線を偏向させる面内に平行になるように、ダクト２０４の周囲の４方向に配置されている。超電導コイル１０１と１０２、超電導コイル１０３と１０４は、それぞれ粒子線が輸送されるダクト２０４を挟んで対向している。
Here, as an example, as shown in FIG. 6, the superconducting coils 20, 21 (101 to 104) are wound in a flat shape having a major axis and a minor axis in the main plane, and the major axis is the axis of the
断熱容器１１０は、複数の超電導コイル２０，２１（１０１〜１０４）を内部空間に収容している。図５の例では、断熱容器１１０は、真空容器１１１とその内側に配置された輻射シールド１１２とを備えている。
The
冷凍機１２０は、断熱容器１１０に搭載されている。例えば、冷凍機１２０は、１段目（例えば40k)が輻射シールドに熱的に接続されており、輻射シールド１１２を１段目の温度まで冷却する。２段目（例えば４ｋ）は、銅のメッシュ等（不図示）により超電導コイル１０１〜１０４に熱的に接続されており、伝導冷却により超電導コイル１０１〜１０４を冷却する。
The
複数対（ここでは２対）のリード（以下、パワーリードとも呼ぶ）３０ａ、３０ｂ、３１ａ、３１ｂは、一端が超電導コイル２０，２１（１０１〜１０４）の端部にそれぞれ接続され、他端が断熱容器１１０の内部から外部に引き出されている。
One end of each of a plurality of pairs (here, two pairs) of leads (hereinafter, also referred to as power leads) 30a, 30b, 31a, 31b is connected to the ends of
また、図示していないが、超電導コイル２０，２１（１０１〜１０４）のクエンチ時に、超電導コイルを流れる電流を、リード３０ａ、３０ｂ、３１ａ、３１ｂを介して受け取って消費する保護要素が、断熱容器１１０の外に配置されている。
Further, although not shown, the protective element that receives and consumes the current flowing through the superconducting coils via the
このように、本実施形態の偏向磁石２０３では、粒子線の偏向に必要な磁場２１３を発生するコイルを超電導コイル２０、２１に分割し、電源８ａ，８ｂと構造に直列接続している。このように、所望の磁場２１３を形成するコイルを複数のコイル２０，２１に分割することにより、一つのコイルのインダクタンスを小さくすることができるため、限られた出力電圧の電源８ａ，８ｂを用いながら、コイル２０，２１に供給する電流の大きさを、コイルを分割していない場合よりも高速に変化させることが可能になる。
As described above, in the
しかも、分割されたコイル２０，２１には同じ値の電流が流れるため、電流値を変化させた場合であっても、コイル２０が発生する磁場とコイル２１が発生する磁場２１３の強度バランスを維持することができる。したがって、磁場２１３の空間分布を維持しながら、磁場２１３の強度を高速に変化させることができる。
Moreover, since the same value of current flows through the divided coils 20 and 21, the strength balance between the magnetic field generated by the
さらに、本実施形態の偏向磁石２０３は、簡素な回路構成であり、電流を変化させる際には、回路を流れる電流値を変化させるように電源８ａおよび／または電源８ｂを調整すれば足りる。よって、小型な偏向磁石２０３を提供できる。
Further, the
具体例としては、図４の偏向磁石２０３は、４３０ＭｅＶ／ｕの炭素イオンを等価半径２．４ｍで９０度偏向させるものであり、粒子線を３０度偏向させる磁石（超電導コイル２０，２１）がダクト２０４に沿って３つ並べてクライオスタット（断熱容器１１０）に納められている。複数のＧＭ冷凍機１２０で冷却されて超電導状態となって運転される。
As a specific example, the
３０度偏向させる磁石（超電導コイル２０，２１）の発生する磁場２１３は、磁石の中心で約３．７Ｔであり、定格運転状態における３０度磁石の蓄積エネルギーは約４３０ｋＪである。
The
超電導コイル２０，２１を分割せずに、６００Ｖの電源の１台で運転する場合には、磁場変更速度は０．４３Ｔ／ｓｅｃであったが、本実施形態の偏向磁石２０３では、超電導コイル２０，２１と電源８ａ，８ｂとを交互に直列に接続したことにより、それぞれ６００Ｖの電源８ａおよび電源８ｂにより約２倍の０．８０Ｔ／ｓｅｃとすることができる。また、１レイヤーあたりのエネルギー変更に伴う磁場変更時間を３０ｍｓｅｃ未満とすることができる。
When operating the superconducting coils 20 and 21 with one unit of a 600 V power supply without dividing them, the magnetic field change speed was 0.43 T / sec, but in the
＜走査用電磁石３０３の構成例＞
また、本実施形態の電磁石装置を、粒子線治療装置の照射装置３００に搭載した走査用電磁石（常伝導）３０３に適用することも可能である。
<Structure example of scanning
It is also possible to apply the electromagnet device of the present embodiment to the scanning electromagnet (normal conduction) 303 mounted on the
これにより、走査用電磁石３０３は、従来の２．０倍の積分磁場強度の磁場を発生することができるため、従来の照射野の大きさを維持したまま出射部のノズル長を例えば１．２ｍ低減することができる。この場合、照射装置３００を搭載する回転ガントリの直径を２．４ｍ低減でき、回転ガントリの重量を２０トン低減することができる。
As a result, the
＜本実施形態の概念の詳細説明＞
以下、本実施形態の電磁石装置について、さらに詳しく説明する。
<Detailed explanation of the concept of this embodiment>
Hereinafter, the electromagnet device of this embodiment will be described in more detail.
一般に、電磁石装置の発生する磁場強度を高速変更するためには、運転電流の時間変化分と磁石のインダクタンスの積で決まる誘導電圧に打ち勝つように、励磁電源から電圧を印加して磁石に流し込む必要があることが知られている。 Generally, in order to change the magnetic field strength generated by an electromagnet device at high speed, it is necessary to apply a voltage from an exciting power source to flow it into the magnet so as to overcome the induced voltage determined by the product of the time change of the operating current and the inductance of the magnet. It is known that there is.
粒子線治療装置用途の電磁石装置（偏向磁石２０３等）は、ビームエネルギーに対して定められた磁場強度を正確に発生する必要があり、したがって超電導コイル（以下、電磁石装置の超電導コイルを電磁石と呼ぶ）は、定められた電流値で正確に運転される必要がある。そのため、これらの電磁石を運転するためには、電源として制御電源が利用される。制御電源における回路の出力段には、トランジスタ、ＭＯＳＦＥＴ、ＩＧＢＴなどの半導体素子が配置され、これらの素子によって出力電流（電圧）を制御することによって、電磁石には所定の電流が通電される。半導体素子の配置例については、後で説明する。
An electromagnet device (
励磁電源において出力可能な最大電圧は、出力段の半導体素子の耐電圧によって制約を受けることから、電磁石の磁場の掃引速度はこの電圧で制限される。例えば耐電圧が600Vの半導体素子を用いて±600Ｖと両極の電圧を出力する場合、電磁石は1200Vでドライブされることになる。電磁石で発生する誘導性電圧と抵抗性電圧の和は、この1200Ｖを越えない範囲で運転できる。 Since the maximum voltage that can be output in the exciting power supply is limited by the withstand voltage of the semiconductor element in the output stage, the sweep speed of the magnetic field of the electromagnet is limited by this voltage. For example, when a semiconductor element having a withstand voltage of 600V is used to output a voltage of ± 600V and both poles, the electromagnet is driven at 1200V. The sum of the inductive voltage and the resistance voltage generated by the electromagnet can be operated within the range not exceeding 1200V.
＜比較例１＞
そこで、比較例として図７（ａ）に示すように電磁石（コイル）と励磁電源とが直列に接続された電磁石装置の回路を考える。この電磁石装置の電磁石のインダクタンスは2Lであり、電磁石に印加される電圧は2Voであるから、抵抗成分による電圧発生を無視すると、電磁石に通電されている電流の変化率はVo/L (A/sec)となる。磁場変化速度は、電流の変化率に比例するから、図７（ａ）のインダクタンスが大きな磁石ほど磁場変化率は小さくなる。
<Comparative Example 1>
Therefore, as a comparative example, consider a circuit of an electromagnet device in which an electromagnet (coil) and an exciting power supply are connected in series as shown in FIG. 7 (a). Since the inductance of the electromagnet of this electromagnet device is 2L and the voltage applied to the electromagnet is 2Vo, the rate of change of the current energized in the electromagnet is Vo / L (A /), ignoring the voltage generation due to the resistance component. sec). Since the magnetic field change rate is proportional to the current change rate, the magnetic field change rate becomes smaller as the inductance in FIG. 7A is larger.
＜比較例２＞
上述のように、電磁石の運転速度は、電源電圧で制限を受けるため、インダクタンスが大きな電磁石は、誘導性電圧のために運転速度が上げることができなくなる。これを回避する方法の一つは、図７（ｂ）に示したように、電磁石を分割し、分割されたそれぞれの電磁石を電源でドライブする方法である。この場合、電磁石は分割されて電源から見たインダクタンスは小さくなるため磁場の変化速度を大きくできる。
<Comparative Example 2>
As described above, since the operating speed of the electromagnet is limited by the power supply voltage, the operating speed of the electromagnet having a large inductance cannot be increased due to the inductive voltage. One of the methods for avoiding this is a method of dividing the electromagnets and driving each of the divided electromagnets with a power source, as shown in FIG. 7B. In this case, since the electromagnet is divided and the inductance seen from the power supply becomes small, the change speed of the magnetic field can be increased.
図７（ｂ）のような分割された回路は、インダクタンスLの２つの電磁石がそれぞれ電圧2Voでドライブされることになるので、抵抗成分による電圧発生を無視すると、電磁石に通電されている電流の変化率は、2Vo/L (A/sec)となる。図７（ｂ）の回路を、図７（ａ）のように磁石が分割されていない回路と比べると、電流の変化率が２倍になっているので、磁場変化率を2倍にできることがわかる。 In the divided circuit as shown in FIG. 7B, two electromagnets having an inductance L are driven by a voltage of 2 Vo, respectively. Therefore, ignoring the voltage generation due to the resistance component, the current energized by the electromagnets is The rate of change is 2Vo / L (A / sec). Compared to the circuit of FIG. 7 (b) in which the magnet is not divided as shown in FIG. 7 (a), the rate of change of the current is doubled, so that the rate of change of the magnetic field can be doubled. Recognize.
図７（ｂ）のの回路は、電磁石が分割され、それぞれを別々の電源で運転されるため、独立した電磁石が複数あることになる。よって、それぞれの磁石には任意の大きさの電流を流すことができる。 In the circuit of FIG. 7B, the electromagnets are divided and each is operated by a different power source, so that there are a plurality of independent electromagnets. Therefore, a current of any magnitude can be passed through each magnet.
しかしながら、粒子線治療装置においてビームに対して磁場を印加する磁石のように、精密に磁場の強度分布の制御が必要とされる磁石装置もある。図７（ｂ）のように、本来ひとつの電磁石であったものを２つに分割して別々の電源で駆動すると、２つの電磁石に流れている電流値を厳密に一致させることは困難である。したがって、図７（ｂ）の電磁石装置では、２つの電磁石の電流が一致させるために、別途、制御装置が必要となる。また、図７（ａ）のように１つの電源で、分割されていない磁石を駆動することに比べると、磁場精度、磁場安定性の面で不利となる。 However, there are also magnet devices that require precise control of the magnetic field intensity distribution, such as magnets that apply a magnetic field to a beam in a particle beam therapy device. As shown in FIG. 7 (b), if what was originally one electromagnet is divided into two and driven by different power sources, it is difficult to exactly match the current values flowing through the two electromagnets. .. Therefore, in the electromagnet device of FIG. 7B, a separate control device is required in order to match the currents of the two electromagnets. Further, as compared with driving an undivided magnet with one power source as shown in FIG. 7A, it is disadvantageous in terms of magnetic field accuracy and magnetic field stability.
＜本実施形態の電磁石装置＞
そこで、本実施形態の電磁石装置では、図２に示すように、分割された電磁石（超電導コイル）２０，２１と励磁電源８ａ，８ｂが交互に並ぶように直列接続された回路構成としている。図２のような回路構成にすることにより、電流は１本の閉回路を流れることになるので２つの磁石２０，２１に流れる電流を一致させることができる。
<Electromagnet device of this embodiment>
Therefore, as shown in FIG. 2, the electromagnet device of the present embodiment has a circuit configuration in which the divided electromagnets (superconducting coils) 20 and 21 and the
図２のような回路では、インダクタンスLの２つの電磁石２０，２１が、電圧2Voの２台の励磁電源８ａ，８ｂの電圧でドライブされることになるので、抵抗成分による電圧発生を無視すると磁石に通電されている電流の変化率は(2Vo+2Vo)/(L+L)=2Vo/L (A/sec)となる。
In a circuit as shown in FIG. 2, two
図２の回路を、図７（ａ）のように磁石が分割されていない回路と比べると、電流の変化率が２倍になっているので、磁場変化率を2倍にすることができる。 Compared with the circuit of FIG. 2 in which the magnet is not divided as shown in FIG. 7A, the rate of change of the current is doubled, so that the rate of change of the magnetic field can be doubled.
また、図２の回路図では、接地（グランド）の位置を図示していないが、例えばそれぞれの電源の内部の中間点が接地されている場合、それぞれのコイル（インダクタンスL）の両端の電位は+Voと-Voとなり2Voの電圧で運転される。回路を電源8aを起点に右回りに眺めると、電源８aの出口側の電位がVo、コイル20の入り口で+Vo、出口で-Voとなって電源８ｂにつながり、電源８ｂで2Vo電圧を持ち上げてコイル21の入り口で+Vo、出口で-Voとなって電源８aに戻り、電源８ａ，８ｂと電磁石２０，２１の両端における電位関係が破たんしていないことが分かる。この場合、磁石全体としては4|Vo|の電圧で運転されているが、回路の最大対地電圧は|Vo|である。
Further, although the position of the ground is not shown in the circuit diagram of FIG. 2, for example, when the intermediate point inside each power supply is grounded, the potentials at both ends of each coil (inductance L) are It becomes + Vo and -Vo and is operated with a voltage of 2Vo. Looking at the circuit clockwise from the
電源は、交流電圧を発生し、前記交流電圧の極大値は、正の電位であり、極小値は負の電位である。
もし仮に、図２の回路の電源８ａ，８ｂと電磁石２０，２１を交互に並べずに、電源８ａ，８ｂを1か所にまとめて直列接続した場合、短絡電流が流れるためにそれぞれの電源８ａ、８ｂの内部の中点で接地を取ることはできない。また、電源内部を含む回路のどこか適切な１か所で接地を取った場合としても、この回路における最大対地電圧は2|Vo|になるため、電源を構成する半導体素子の耐圧|Vo|を越えてしまう。また、電磁石２０，２１自体の絶縁についても2|Vo|に対して持つようにしなければならないため、絶縁構造が大掛かりになる。
The power supply generates an AC voltage, the maximum value of the AC voltage is a positive potential, and the minimum value is a negative potential.
If the
ここまでは、電源としては±Vo出力可能なバイポーラ―電源（両極電源）での構成について説明した。対地電圧をVoのままコイルの運転電圧を最大化するためには両極電源が望ましい。しかし、安価な電源で構成したい場合や、高速減磁せず大きな負電圧が不要の場合には、発生電圧が0-Voの単極電源で同様に構成することも可能である。この場合、0Vとなる点を接地すればよい。 So far, we have described the configuration of a bipolar power supply (bipolar power supply) that can output ± Vo as the power supply. A bipolar power supply is desirable in order to maximize the operating voltage of the coil while keeping the voltage to ground at Vo. However, if you want to configure with an inexpensive power supply, or if you do not need a large negative voltage without high-speed demagnetization, you can similarly configure with a single-pole power supply with a generated voltage of 0-Vo. In this case, the point at 0V may be grounded.
＜＜実施形態２＞＞
つぎに、実施形態２の電磁石装置について説明する。実施形態２の電磁石装置は、図８のように、複数のコイル２０、２１との電源８ａ，８ｂが交互に並ぶように直列に接続されているという点では実施形態１と同様であるが、２つのコイル１２０，１２１のインダクタンスの大きさがそれぞれL1、L2と異なり、電源１８ａの電圧2|Vo1|と電源１８ｂの電圧2|Vo2|も異なっている点が実施形態１とは相違している。
<<
Next, the electromagnet device of the second embodiment will be described. The electromagnet device of the second embodiment is similar to the first embodiment in that the electromagnet devices of the second embodiment are connected in series so that the
図８の電磁石装置では、インダクタンスL1、L2のコイル１２０，１２０を±Vo1、±Vo2の電源８ａ，８ｂが直列に接続されているため、2(Vo1+Vo2)の電圧でインダクタンス(L1+L2)をドライブしており、回路全体としての電流変化率は 2(Vo1+Vo2)/(L1+L2)となる。また、インダクタンスL1、L2のそれぞれのコイル２０，２１にかかる電圧は、自動的に分圧され、それぞれ2(Vo1+Vo2)L1/(L1+L2)と2(Vo1+Vo2)L2/(L1+L2)となる。
In the electromagnet device of FIG. 8, since the
よって、本実施形態の電磁石装置は、コイル１２０，１２１のインダクタンスが異なっていても、電源８ａ、８ｂの電圧が異なっていても、何ら問題なく分圧され、実施形態１と同様の効果を達成することができる。すなわち、電圧値の異なる電源８ａ、８ｂを特別に制御するための回路等は、必要としない。
Therefore, the electromagnet device of the present embodiment is divided without any problem even if the inductances of the
＜＜実施形態３＞＞
実施形態３として、実施形態１の図１の電磁石装置であって、励磁電源８ａ，８ｂの出力段がそれぞれIGBT８０を用いたフルブリッジ回路である具体例について図９（ａ）を用いて説明する。
<< Embodiment 3 >>
As the third embodiment, a specific example of the electromagnet device of FIG. 1 of the first embodiment, wherein the output stages of the
図９（ａ）に示すように励磁電源８ａは、それぞれダイオード８３が逆並列に接続された２つのIGBT８０を直列に接続した構成のアーム８２ａ−１、８２ａ−２を並列に接続したフルブリッジ回路である。励磁電源８ｂも同様のアーム８２ｂ−１、８２ｂ−２を並列に接続したフルブリッジ回路である。コイル２０は、アーム８２ａ−１の中点とアーム８２ｂ−１の中点に両端が接続されている。コイル２１は、アーム８２ａ−２の中点とアーム８２ｂ−２の中点に両端が接続されている。すなわち、二つの電源８ａ，８ｂにまたがってコイル２０，２１が配置されているのが特徴である。
As shown in FIG. 9A, the
それぞれの電源８ａ，８ｂのアームよりも上流の整流回路部は互いに絶縁されている必要がある。
The rectifier circuit section upstream of the arms of the
なお、ここには負荷のインダクタンスと電源内部に流れる電流を説明するための簡略化した回路であり、定電流制御をするための制御回路などについては図示していないが、フルブリッジ回路のＩＧＢＴ８０には、ゲートをスイッチングするゲート信号を出力する制御回路が接続されている。
It should be noted that this is a simplified circuit for explaining the inductance of the load and the current flowing inside the power supply, and the control circuit for constant current control is not shown, but the
図９（ｂ）に、コイル２０、２１に電流が投入される瞬間の電流の流れを示す。図９（ｂ）から明らかなように、コイル２０，２１に流れる電流は一続きとなっており、電源８ａ，８ｂから供給される電圧とコイル２０，２１のインダクタンスが交互に並ぶように構成されている。このように、実施形態３の電磁石装置は、電流パスが１つの閉回路となっているため、２つのコイル２０，２１に流れる電流は自動的に同じ値となる。
FIG. 9B shows the current flow at the moment when the current is applied to the
また、図９（ａ）の電磁石装置は、励磁する電源８ａ，８ｂの電圧やコイル２０，２１のインダクタンスに差があっても、コイル２０，２１に流れる電流は一致する。
Further, in the electromagnet device of FIG. 9A, even if there is a difference in the voltage of the
よって、本質的にはそれぞれの電源８ａ，８ｂのフルブリッジ回路は、回路に流れる電流をモニターし、所望の電流値になるように同じタイミングでＩＧＢＴのゲートをオンオフすればよい。モニターする電流は１箇所でよいため、ゲートのオンオフする制御信号を出力する制御回路（図示せず）も１つでよい。２つの電源８ａ，８ｂのＩＧＢＴに対して、この制御回路から制御信号を送り、プラス（＋）側に電流を供給する（コイルに電流を継ぎ足す）ときにはアーム８２ａ−１の上側ＩＧＢＴ、８２ｂ−１の下側ＩＧＢＴ、およびアーム８２ａ−２の下側ＩＧＢＴ、アーム８２ｂ−２の上側ＩＧＢＴを同一タイミングでスイッチング（オン）して、図９（ｂ）のように電流を流し、マイナス（−）側に電流を供給する（コイルから電流を引き抜く）ときには、残りのＩＧＢＴを同一タイミングでオンにすればよい。
このように、電源８ａ，８ｂのフルブリッジ回路の切換タイミングを変更してコイル２０，２１に流れる電流を変化させることにより、コイル２０，２１の磁場が重なり合って形成される磁場分布を保ったまま、磁場強度を変化させることができる。
Therefore, essentially, the full bridge circuit of each of the
In this way, by changing the switching timing of the full bridge circuits of the
＜比較例３＞
実施形態３の比較例の電磁石装置を図１０に示す。
<Comparative Example 3>
The electromagnet device of the comparative example of the third embodiment is shown in FIG.
図１０のように、出力段がIGBTのフルブリッジである電源をつかって、２つのコイルを並列に励磁する回路構成である。並列に２つのコイルをドライブするため、２つのコイルの励磁動作は、それぞれ独立した電源により別々のコイルを励磁するのと同等であり、図７（ｂ）の回路と等価である。 As shown in FIG. 10, the circuit configuration is such that two coils are excited in parallel by using a power supply whose output stage is a full bridge of IGBT. Since the two coils are driven in parallel, the exciting operation of the two coils is equivalent to exciting different coils with independent power supplies, which is equivalent to the circuit of FIG. 7B.
＜＜実施形態４＞＞
実施形態４として、実施形態１の図１の電磁石装置であって、励磁電源８ａ，８ｂとしてトランジスタ８１を用いたシリーズドロッパを用いた場合の回路構成を図１１（ａ）に示す。実施形態３と同様に、２つの電源８ａ，８ｂにまたがってコイル２０，２１が配置される。
<< Embodiment 4 >>
FIG. 11A shows a circuit configuration of the electromagnet device of FIG. 1 of the first embodiment as the fourth embodiment when a series dropper using a
図１１（ｂ）に示すように、コイル２０、２１に電流が投入される瞬間の電流の流れを示す。図１１（ｂ）に示されるようにコイル２０，２１に流れる電流は一続きとなっており、電圧を印加する電源８ａ，８ｂとインダクタンスを持つコイル２０，２１が交互に並ぶように構成されている。電流パスが１つの閉回路となっていることから、自動的に２つの電磁石に流れる電流は同じものとなる。シリーズドロッパの場合にはカレントミラー回路を構成するなどトランジスタを協調させて動作させて同一の電流が流れるように構成し、電流を制御する制御部を一つとすることが望ましい。
As shown in FIG. 11B, the current flow at the moment when the current is applied to the
本実施形態４の電磁石装置の効果は、実施形態１と同様であるので説明を省略する。 Since the effect of the electromagnet device of the fourth embodiment is the same as that of the first embodiment, the description thereof will be omitted.
＜＜実施形態５＞＞
実施形態５として、電源性能の異なる２電源で構成された、ＭＲＩ装置用の超電導磁石装置について図１２（ａ），（ｂ）を用いて説明する。
<< Embodiment 5 >>
As the fifth embodiment, a superconducting magnet device for an MRI device, which is composed of two power supplies having different power supply performances, will be described with reference to FIGS. 12 (a) and 12 (b).
図１２（ａ）は、ＭＲＩ用超電導磁石装置を模式的に表現したものである。ＭＲＩ用超電導磁石装置は、コイル２０，２１として、高温超電導材料であるＭｇＢ２を巻きまわしたものを用いる。このＭＲＩ用超電導磁石装置は、従来のＮｂＴｉのコイルを用いるＭＲＩ用超電導磁石装置のような永久電流モード磁石ではなく、電源１８ａ，１８ｂから電流を常に供給して磁場を発生させるドライブモード磁石である。
FIG. 12A is a schematic representation of a superconducting magnet device for MRI. As the superconducting magnet device for MRI, the
電源１８ａ，１８ｂは、実施形態１とは異なり、直流電流源である。図１２（ｂ）に示すように、電源１８ａは、出力電流および出力電圧がともに小さく、電流リップル（電流ノイズ）も小さい電源であり、もうひとつの電源１８ｂは、出力電流および出力電圧がともに大きく電流リップル（電流ノイズ）が比較的大きな電源である。前者の電源はシリーズドロッパ方式でノイズが小さい、いわゆる高性能な電源であり、後者は安価で汎用的なスイッチング電源である。
Unlike the first embodiment, the
また、超電導磁石装置には、超電導コイル２０、２１に流れる電流をそれぞれ環流させるためのダイオード２２，２３が、磁石運転の際にコイル電流が回るように設置されている。このダイオード２２、２３を設置することにより電源１８ａと電源１８ｂ間の干渉を回避でき、それぞれの電源１８ａ，１８ｂから供給される電流が重ねあわされた電流が超電導磁石２０，２１に供給される。
Further, in the superconducting magnet device,
図１２（ｂ）に、２つの電源１８ａ，１８ｂの出力電流と、コイル２０，２１を流れる電流の時間変化を示す。電源１８ｂの電流性ノイズはおよそ７０ｍＡｒｍｓである。コイル２０，２１に流れる電流は、適当な計測（コイル２０，２１に発生する誘導性電圧計測やＳＱＵＩＤやＮＭＲプローブによる磁場計測）によって推測される。電源１８ｂの電流性ノイズに起因するコイル２０、２１の電流変動（ノイズ）を打ち消すようにフィードバックがかけるように、電源１８ａから電流が供給される。したがって、電源１８ａ電源１８ｂから供給された電流の重ね合わせとなるコイル２０，２１の電流は、ノイズ（電流変動）が除去されたものとなり、超電導磁石装置は、安定した（ノイズのない）磁場を発生することができる。
FIG. 12B shows the time changes of the output currents of the two
通常、一台の電源で磁石を運転する場合には、定格磁場を発生させるための定格電流値は２００から５００Ａである。電源として、高精度電源を用いたとしても、リップルは１０〜１００ｐｐｍである。１０ｐｐｍの電流ノイズ（磁場変化）はＮＭＲやＭＲＩ装置では許容できないため、ドライブモード運転を実現するためにはさらにノイズの小さな超高精度電源を用いる必要があるが、このような電源は非常に高価で大型となる。電源から供給される電流リップル、電圧リップルは、一般にはフルスケール出力の大きさに比例するような傾向にあり、フルスケール値が小さいほどリップルの絶対値は小さくなる。 Normally, when a magnet is operated with a single power source, the rated current value for generating a rated magnetic field is 200 to 500 A. Even if a high-precision power supply is used as the power source, the ripple is 10 to 100 ppm. Since current noise (magnetic field change) of 10 ppm is unacceptable in NMR and MRI equipment, it is necessary to use an ultra-high precision power supply with even smaller noise in order to realize drive mode operation, but such a power supply is very expensive. It becomes large. The current ripple and voltage ripple supplied from the power supply generally tend to be proportional to the magnitude of the full-scale output, and the smaller the full-scale value, the smaller the absolute value of the ripple.
本実施形態４では、小電流・小電圧の高精度電源１８ａと大電流・大電圧の汎用のスイッチング電源１８ｂとを組み合わせることによって、超高精度電源に相当する磁場を安価にコンパクトに実現することが可能となる。
In the fourth embodiment, by combining a high-
よって、実施形態４の超電導磁石装置を静磁場発生磁石として用いるＭＲＩ装置は、磁場の精度が高いため、ノイズの少ないＭＲＩ画像を生成することができる。また、実施形態４の超電導磁石装置は、安価でコンパクトであるため、ＭＲＩ装置を小型化し、安価に提供することができる。 Therefore, the MRI apparatus using the superconducting magnet apparatus of the fourth embodiment as the static magnetic field generating magnet can generate an MRI image with less noise because the accuracy of the magnetic field is high. Further, since the superconducting magnet device of the fourth embodiment is inexpensive and compact, the MRI device can be miniaturized and provided at low cost.
また、ＭＲＩ装置の傾斜磁場発生磁石として、実施形態１、２等に記載の電磁石を用いることも可能である。 It is also possible to use the electromagnets described in the first and second embodiments as the gradient magnetic field generating magnet of the MRI apparatus.
上述してきた本発明の電磁石装置では、励磁電源の最大電圧の制約に関わらず、また、磁石のインダクタンスの大きさに関わらず励磁速度を上げることが可能である。 In the electromagnet device of the present invention described above, it is possible to increase the exciting speed regardless of the limitation of the maximum voltage of the exciting power supply and regardless of the magnitude of the inductance of the magnet.
高速な磁場変更を必要とする電磁石装置において、電源電圧制約をなくすことができることからさらなる高速化を可能とし、起磁力の増加にも対応できることから磁石装置の小型化にも貢献できる。 In an electromagnet device that requires a high-speed magnetic field change, it is possible to further increase the speed because the power supply voltage constraint can be eliminated, and it can also contribute to the miniaturization of the magnet device because it can cope with an increase in the magnetomotive force.
本発明の電磁石装置は、種々の装置に適用することができ、特に、高精度な磁場分布を維持しながら、高速で磁場強度を変化させる電磁石装置に好適である。例えば、粒子線治療装置の電磁石として有用であり、粒子線治療装置を高性能化および小型化できる。 The electromagnet device of the present invention can be applied to various devices, and is particularly suitable for an electromagnet device that changes the magnetic field strength at high speed while maintaining a highly accurate magnetic field distribution. For example, it is useful as an electromagnet of a particle beam therapy device, and the particle beam therapy device can be made higher in performance and smaller in size.
また、ＭＲＩ装置の静磁場や傾斜磁場を発生する電磁石としても有用であり、高精度な磁場分布を低コストな電磁石装置で実現可能である。 It is also useful as an electromagnet that generates a static magnetic field or a gradient magnetic field in an MRI device, and a highly accurate magnetic field distribution can be realized by a low-cost electromagnet device.
８ａ、８ｂ…電源（励磁電源）、２０，２１…コイル、２０ｍ、２１ｍ…磁場、３０ａ，３０ｂ，３１ａ、３１ｂ…リード、１０１〜１０４…コイル、１１０…断熱容器、１２０…冷凍機、２００…ビーム輸送系、２０１，２０２，２０３…偏向磁石、２０４…ダクト、２１１…四極磁石、２１２…軌道補正磁石、２１４…回転連結部、３０１…患者、３００…照査装置、３０２…ベッド、３０３…走査用電磁石、４００…回転ガントリ、５００…加速器、５０１…ライナック、５０２…シンクロトロン、１２１３…回転軸 8a, 8b ... Power supply (excited power supply), 20, 21 ... Coil, 20m, 21m ... Magnetic field, 30a, 30b, 31a, 31b ... Leads, 101-104 ... Coil, 110 ... Insulation container, 120 ... Refrigerator, 200 ... Beam transport system, 201, 202, 203 ... Deflection magnet, 204 ... Duct, 211 ... Quadrupole magnet, 212 ... Orbit correction magnet, 214 ... Rotational connection, 301 ... Patient, 300 ... Checking device, 302 ... Bed, 303 ... Scanning Electromagnet, 400 ... Rotating gantry, 500 ... Accelerator, 501 ... Linac, 502 ... Synchrotron, 1213 ... Rotating shaft
Claims (11)
複数の前記コイルと複数の前記電源は、前記コイルと前記電源とが交互に並ぶように直列に接続されていることを特徴とする電磁石装置。 It has a plurality of coils arranged so that at least a part of the generated magnetic field overlaps, and a plurality of power supplies.
A electromagnet device comprising a plurality of the coils and the plurality of power supplies connected in series so that the coils and the power supplies are alternately arranged.
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