CN113889313A - 高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体及设计方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体及设计方法，所述磁体包含主线圈、调整线圈和屏蔽线圈，主线圈为长螺线管线圈，线圈结构预先设定好，即导线匝数、导线规格、线圈尺寸、线圈位置已知，调整线圈和屏蔽线圈的相应导线匝数、导线规格、线圈尺寸、线圈位置以及整个磁体运行电流为待求解信息，主线圈、调整线圈和屏蔽线圈的磁场叠加，在磁体中心区域产生的磁场均匀度达到指定约束条件，同时5高斯线范围不超过指定约束范围。磁体线圈内直径不低于800mm，磁体中心区域磁场强度不低于14T，在直径400mm球形区域内磁场均匀度峰峰值不超过10ppm，5高斯线范围轴向不超过±10m，径向不超过±8m。
Description
技术领域
本发明属于磁共振工程领域，具体涉及一种高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体及设计方法。
背景技术
更高磁场强度是磁共振成像系统的一个发展趋势。磁共振成像系统的信噪比随着磁场强度的提高而增大，配上强大的梯度系统后，能够看到更为精细的组织结构，显著提高疾病的检测能力。高场磁共振成像除了进行结构成像外，还能够对脑功能进行成像，是脑科学、认知科学、神经科学研究必不可少的工具。高场磁共振的多核素分析功能可以对包含相应元素的物质转化进行追踪，展示人体的代谢过程，进而对一些复杂疾病进行临床诊断。
在高场全身磁共振成像方面，目前7T全身磁共振成像系统已经进入临床应用，9.4T全身磁共振成像系统在科学研究上展示了优越的性能，10.5T全身磁共振成像系统已经应用到脑科学研究，11.75T全身磁共振成像系统已经达到指定的磁场强度。这些磁共振成像系统的共同特点是都采用NbTi超导线材制造磁体线圈，而11.75T已经接近NbTi线材的极限，更高场强的超导磁体系统需要采用新的设计方案和建造技术。和NbTi超导线材相比，Nb3Sn超导线材具有更高的临界性能，能够构造更强的超导磁体系统。因此，NbTi和Nb3Sn复合超导磁体系统是实现更高场强的一个有效途径。另外，高场全身磁共振成像超导磁体孔径大，磁场强度高，目前更多地采用被动屏蔽方法来约束杂散磁场，譬如几乎全部9.4T全身磁共振成像系统采用被动磁场屏蔽，10.5T也采用被动磁场屏蔽，7T全身磁共振成像部分系统也采用被动磁场屏蔽。尽管主动屏蔽技术应用在高场全身磁共振成像系统上存在诸多挑战，譬如应力控制、结构支撑、低温系统制造，但是相比被动屏蔽，主动屏蔽能够节省大量铁屏蔽的使用，减轻屏蔽房基建负担和成本，而且主动屏蔽系统磁场稳定性更高，磁体安装受场地限制更小。也正因为如此，11.75T全身磁共振成像超导磁体系统采用主动屏蔽设计方案。更高场强的全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体系统需要综合考虑复合超导线材性能优化、线圈磁场强度调控、线圈应力应变控制，在满足中心区域磁场强度和均匀度的条件下，将杂散磁场5高斯线约束至指定范围内。相比来说，小孔径磁共振系统更容易实现很高的磁场强度，磁体线圈应力更易于控制，低温系统规模较小，但只能用于动物磁共振成像或者核磁共振波谱检测，而全身磁共振成像系统可直接用于人体研究，具有重要的现实意义。
欧洲专利EP1991887B1公布了高场磁共振装置、方法，包含4T、7T、9.4T不同场强磁共振系统的装置性能、成像理论和技术特征；中国专利CN102136337B公布了一种高磁场高均匀度核磁共振超导磁体系统，温孔直径为800mm，中心磁场强度为9.4T，该磁体采用长螺线管主线圈和短螺线管调整线圈的设计方式，主螺线管用于产生需要的中心磁场强度，调整线圈用于调节中心区域的磁场均匀度，磁体线圈由NbTi超导线绕制，该磁体采用被动磁场屏蔽方式；美国专利US7015779B2公布了一种大口径高场磁体，磁体孔径不低于100mm，该磁体产生的中心磁场强度可达到23.5T(1GHz)，采用主线圈加调整线圈的设计方式，内部线圈用NbTi超导线绕制，外部线圈用Nb3Sn超导线绕制，主要用于核磁共振谱仪检测。
发明内容
为了解决上述技术问题，本发明提出了一种高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体及设计方法，磁体线圈内直径不低于800mm，中心磁场强度不低于14T，在中心区域直径为400mm的球形范围内磁场均匀度峰峰值不超过10ppm，磁体杂散磁场5高斯线通过主动屏蔽设计约束在轴向不超过±10m，径向不超过±8m的范围内。
本发明的技术方案为：一种高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体，由内到外依次包括主线圈、调整线圈和屏蔽线圈，其中主线圈由5个长螺线管线圈嵌套在一起组成，5个长螺线管同轴、同中心，长度由内到外逐渐增大，内部3个线圈用Nb3Sn超导线绕制，分别绕制在不同的线圈骨架上，外部2个线圈用NbTi超导线绕制，绕制在同一个线圈骨架上；
调整线圈由4个不同短螺线管线圈并行排列组成，和主线圈同轴，内侧2个线圈和外侧2个线圈分别关于磁体中心面对称分布，绕制在同一个线圈骨架上；
屏蔽线圈由2个螺线管线圈并行排列组成，和主线圈同轴，2个线圈关于磁体中心面对称分布，绕制在同一个线圈骨架上，所述超导磁体主线圈、调整线圈和屏蔽线圈串联在一起，构成一个电流回路。
根据本发明的另一个方面，本发明还提出一种磁体设计方法，总体上包含四个步骤：
第一步，预设定主线圈参数，包含导线匝数、导线规格、线圈尺寸、线圈位置以及运行电流，然后对主线圈磁场进行评估，主线圈的初始磁场强度相对于目标磁场强度符合预设值；
第二步，指定调整线圈和屏蔽线圈的位置范围以及线圈导线规格，根据第一步预设定的运行电流以及主线圈磁场贡献逆向求解得到调整线圈和屏蔽线圈的位置坐标；
第三步，根据调整线圈和屏蔽线圈的导线规格，将线圈区域离散成导线匝数，并且通过四舍五入对匝数进行取整操作，然后再次通过逆向求解对调整线圈和屏蔽线圈位置以及磁体运行电流进行微调，求解得到磁体最终参数信息；
第四步，根据第三步得到的磁体位置、结构以及运行参数信息，计算磁体线圈内磁场及应力分布，评估线圈的电磁临界性能以及机械稳定性，如性能不满足要求，则返回第一步，调整主线圈的参数信息，继续进行上述操作，直至磁体设计方案安全可靠。
有益效果：
本发明提出的全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体为现阶段全身磁共振成像超导磁体的最高水平，800mm以上的大孔径满足人体任意部位的成像需求，中心磁场强度14T具有非常高的信噪比和分辨率，主动屏蔽结构设计能够有效约束杂散磁场，减小5高斯线的范围。本发明的磁体优化设计基本方法为补偿磁场优化设计，提出了基于预设运行电流来对超导线进行选择调整的方法，据此来优化主线圈、调整线圈、屏蔽线圈的电流安全裕度和应力水平。提出的设计方法能够有效应对高场超导磁体的低电流裕度和高电磁应力难题，设计得到合理可行的高场主动屏蔽超导磁体方案。
附图说明
图1为本发明磁体线圈结构；
图2为本发明中磁体线圈的设计步骤；
图3为本发明中磁体电磁逆设计方法示意图；
图4为依据本发明中的设计方法得到的全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体的成像区磁场均匀度分布图，其中±5标示的曲线为相应磁场均匀度分布曲线，单位为ppm；
图5为依据本发明中的设计方法得到的全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体的成像区磁场强度分布图，单位为T；
图6为依据本发明中的设计方法得到的全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体的杂散磁场分布图，单位为Gauss。
附图标记说明：1为第一线圈、2为第二线圈、3为第三线圈、4为第四线圈、5为第五线圈、6为第六线圈、7为第七线圈、8为第八线圈、9为第九线圈、10为第十线圈、11为第十一线圈、12为均匀区、13为5高斯线范围，14为待求解的调整线圈的位置约束区域，15为待求解的屏蔽线圈的位置约束区域。
具体实施方式
以下结合附图和具体实施方式进一步说明本发明。
如图1所示，本发明高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体线圈内直径不低于800mm，磁体中心区域磁场强度不低于14T，在直径400mm球形区域内磁场均匀度峰峰值不超过10ppm，5高斯线范围轴向不超过±10m，径向不超过±8m。磁体包含主线圈、调整线圈和屏蔽线圈共11个线圈，其中主线圈包括第一线圈1、第二线圈2、第三线圈3、第四线圈4、第五线圈5，为长螺线管结构，按照1、2、3、4、5层层嵌套的方式排列，5个主线圈同轴、同中心，长度由内到外逐渐增大，第一～第三线圈1、2、3用Nb3Sn超导线绕制，分别绕制在不同的线圈骨架上，第四～第五线圈4、5用NbTi超导线绕制，绕制在同一个线圈骨架上；调整线圈由4个不同短螺线管线圈并行排列组成，包括第六线圈6、第七线圈7、第八线圈8、第九线圈9，各调整线圈和主线圈同轴，内侧2个线圈和外侧2个调整线圈分别关于磁体中心面对称分布，绕制在同一个线圈骨架上；第六～第九线圈6、7、8、9和各主线圈同轴，内侧第六、第七线圈6、7和外侧第八～第九线圈8、9分别关于磁体中心面对称分布，绕制在同一个线圈骨架上；屏蔽线圈包括第十线圈10、第十一线圈11，和主线圈同轴，关于磁体中心面对称分布，绕制在同一个线圈骨架上。所述第一～第十一线圈1～11串联在一起，构成一个电流回路。13为5高斯线范围，14为待求解的调整线圈的位置约束区域，15为待求解的屏蔽线圈的位置约束区域。
如图2所示，本发明实施例的高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体设计步骤如下：
第一步，主线圈信息预设定。在进行磁体设计时，预先设定主线圈的参数信息，包括导线匝数、导线规格、线圈尺寸、线圈位置，其中最内层线圈的内直径不低于800mm，并初步确定线圈的运行电流，根据公式(1)可得到线圈内电流密度，然后根据公式(2)计算主线圈在磁体中心的磁场强度，以该磁场强度高于要求的中心磁场强度的3/4并且低于中心磁场强度为宜，如公式(3)，譬如中心区域磁场强度为14T，则预先设定的主线圈磁场强度不低于10.5T，如主线圈磁场强度较低，则可以通过提高运行电流、增加线圈匝数来提高主线圈磁场强度。
0.75Btar＜Bz(0,0)＜Btar (3)
其中，r1，r2，z1，z2分别为磁体线圈的内半径、外半径、轴向左坐标和轴向右坐标，L算子参考文献(L.K.Forbes,S.Crozier,and D.M.Doddrell,"Rapid computation ofstatic fields produced by thick circular solenoids,"IEEE Transactions onMagnetics,vol.33,pp.4405-4410,1997)，ωi和βi分别为高斯积分权重和积分点，N1和N2分别为线圈导线在轴向的圈数和径向的层数，两者乘积为导线总体匝数，A0为线圈的截面积，包含了导线绕线间隙和层间绝缘，μ0为真空磁导率，I0为每匝导线上的运行电流，Bz(0,0)为主线圈在磁体中心产生的磁场强度，Btar为磁体中心的目标磁场强度。
第二步，目标场法求解调整线圈和屏蔽线圈参数。划定调整线圈和屏蔽线圈的位置范围，分别选定调整线圈和屏蔽线圈的导线规格，按照第一步确定的主线圈运行电流确定调整线圈和屏蔽线圈的电流密度，如公式(4)，其中J1为调整线圈电流密度，J2为屏蔽线圈电流密度，g为绕线间隙，即相邻两匝导线在绕制时由于非紧密接触存在的缝隙，l为导线层间绝缘的厚度，wadj和hadj分别为调整线圈所用导线的宽度和厚度，wshi和hshi分别为屏蔽线圈所用导线的宽度和厚度。为了通过降低屏蔽线圈平均电流密度达到有效控制屏蔽线圈应力水平的目的，约定屏蔽线圈导线截面尺寸大于调整线圈导线截面尺寸，如公式(5)。
如图3所示，约定磁体目标区域的磁场强度和磁场均匀度以及5高斯线范围，通过目标场法逆向求解得到调整线圈和屏蔽线圈的尺寸、位置信息，所包含的磁场约束条件如公式(7)和公式(8)所示，其中磁场算子C的表达式如公式(6)所示，R0磁体中心球形区域的半径，ε为磁场偏差，一般控制在百万分之一的量级，z0和r0分别为5高斯线在轴向和径向的控制范围。
wadj·hadj＜wshi·hshi (5)
第三步，调整线圈和屏蔽线圈的整数匝数离散与再优化。根据调整线圈的电流密度以及截面尺寸计算得到线圈的整体电流，用整体电流值除以第一步确定的主线圈运行电流得到线圈整体匝数，在通过四舍五入取整得到线圈径向导线层数后，用线圈整体匝数除以线圈径向层数再四舍五入取整得到轴向圈数，如公式(9)和公式(10)，其中Δradj、Δrshi分别为调整线圈和屏蔽线圈的径向厚度，Aadj、Ashi分别为调整线圈和屏蔽线圈的截面积，如此操作分别得到调整线圈和屏蔽线圈的匝数信息，然后再次以磁体目标区域的磁场强度和磁场均匀度以及5高斯线范围为约束条件，如公式(12)和公式(13)，以磁体主线圈导线匝数、导线规格、线圈尺寸、线圈位置以及调整线圈和屏蔽线圈的导线匝数、导线规格、线圈尺寸为已知信息，调整线圈和屏蔽线圈的线圈位置、磁体整体运行电流为未知信息，逆向求解得到调整线圈和屏蔽线圈的位置参数和磁体整体运行电流值，求解过程中主线圈、调整线圈和屏蔽线圈的电流密度依据公式(11)计算得到，同时还约束了线圈位置的变化空间，即轴向在原有线圈中心附近的移动范围不超过δz，径向在原有线圈中心附近的移动范围不超过δr，如公式(14)所示，其中zcenter、rcenter分别为线圈轴向中心和径向中心，磁体运行电流在初始电流附近的变换范围不超过δI，如公式(15)所示。
|z-zcenter|≤δz,|r-rcenter|≤δr (14)
|I-I0|≤δI (15)
第四步，临界电流性能与应力分析。根据第三步逆向求解得到的磁体参数信息，计算磁体线圈内的磁场强度分布以及应力分布，如线圈磁场强度过高，接近甚至超过导线的临界磁场，或者线圈应力水平过高，存在安全风险，则需要调整主线圈预先设定参数，譬如调整主线圈导线匝数、导线规格、运行电流，从第一步开始进行磁体迭代优化设计，直至线圈内磁场强度和应力水平适中。
针对14T全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体，根据本发明设计方法设计的磁体绕制参数如表1所示。该磁体温孔直径为850mm，由于温孔外部还有冷屏、液氦容器、线圈骨架等部件，线圈内直径设计为960mm。表中线圈编号和图1中相应编号对应，位置坐标Z1、Z2、R1和R2分别为线圈轴向左坐标和轴向右坐标、内半径、外半径，导线规格为绝缘后的尺寸，包含矩形导线的宽度w和厚度h，导线匝数为整数匝，包含轴向绕制圈数n(z)和径向绕制层数n(r)，电流方向正负表示电流流向为正向还是反向。
表1 14T全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体绕制参数
磁体运行参数如表2所示。磁体运行电流为215A，中心磁场强度14T，磁体中心区域的磁场强度分布如图4所示；在400mm均匀区范围内的磁场均匀度峰峰值为8.5ppm，450mm均匀区范围内的磁场均匀度峰峰值为14.5ppm，500mm均匀区范围内的磁场均匀度峰峰值为25.0ppm，图5显示了磁体线圈结构和±5ppm磁场均匀度曲线；5高斯线控制在轴向±10m和径向±8m范围内，如图6所示；磁体电感23825.2H，磁能550.7MJ；第一线圈1的运行系数为75.03％，线圈4的运行系数为92.93％；磁体绕制需要NbTi超导线材1567.2km，Nb3Sn超导线材253.2km。
表2 14T全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体运行参数
磁体线圈内的最大磁场强度和环向应力如表3所示。第一～第三线圈1～3用Nb3Sn超导线绕制，第四线圈～第11线圈4～11用NbTi超导线绕制。磁体最大磁场强度为14.34T，位于线圈1内；磁体最大环向应力为188MPa，位于第三线圈3内。
表3 14T全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体线圈内最大磁场强度和最大环向应力
| 线圈 | 超导线类型 | 最大磁场强度 | 最大环向应力 |
| 1 | Nb<sub>3</sub>Sn | 14.34T | 166MPa |
| 2 | Nb<sub>3</sub>Sn | 12.78T | 180MPa |
| 3 | Nb<sub>3</sub>Sn | 11.15T | 188MPa |
| 4 | NbTi | 9.41T | 160MPa |
| 5 | NbTi | 7.73T | 154MPa |
| 6 | NbTi | 4.86T | -60.1MPa |
| 7 | NbTi | 4.86T | -60.1MPa |
| 8 | NbTi | 8.26T | -75.4MPa |
| 9 | NbTi | 8.26T | -75.4MPa |
| 10 | NbTi | 5.09T | 131MPa |
| 11 | NbTi | 5.09T | 131MPa |
尽管上面对本发明说明性的具体实施方式进行了描述，以便于本技术领域的技术人员理解本发明，且应该清楚，本发明不限于具体实施方式的范围，对本技术领域的普通技术人员来讲，只要各种变化在所附的权利要求限定和确定的本发明的精神和范围内，这些变化是显而易见的，一切利用本发明构思的发明创造均在保护之列。
Claims (7)
1.一种高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体，其特征在于，由内到外依次包括主线圈、调整线圈和屏蔽线圈，其中主线圈由5个长螺线管线圈嵌套在一起组成，5个长螺线管同轴、同中心，长度由内到外逐渐增大，内部3个线圈用Nb3Sn超导线绕制，分别绕制在不同的线圈骨架上，外部2个线圈用NbTi超导线绕制，绕制在同一个线圈骨架上；
调整线圈由4个不同短螺线管线圈并行排列组成，和主线圈同轴，内侧2个线圈和外侧2个线圈分别关于磁体中心面对称分布，绕制在同一个线圈骨架上；
屏蔽线圈由2个螺线管线圈并行排列组成，和主线圈同轴，2个线圈关于磁体中心面对称分布，绕制在同一个线圈骨架上，所述超导磁体主线圈、调整线圈和屏蔽线圈串联在一起，构成一个电流回路。
2.根据权利要求1所述的一种高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体，其特征在于，磁体线圈内直径不低于800mm，磁体中心区域磁场强度不低于14T，在直径400mm球形区域内磁场均匀度峰峰值不超过10ppm，5高斯线范围轴向不超过±10m，径向不超过±8m。
3.一种如权利要求1-2所述的高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体的设计方法，其特征在于，步骤如下：
第一步，预设定主线圈参数，包含导线匝数、导线规格、线圈尺寸、线圈位置以及运行电流，然后对主线圈磁场进行评估，使得主线圈的初始磁场强度相对于目标磁场强度符合预设值；
第二步，指定调整线圈和屏蔽线圈的位置范围以及线圈导线规格，根据第一步预设定的运行电流以及主线圈磁场贡献逆向求解得到调整线圈和屏蔽线圈的位置坐标；
第三步，根据调整线圈和屏蔽线圈的导线规格，将线圈区域离散成导线匝数，并且通过四舍五入对匝数进行取整操作，然后再次通过逆向求解对调整线圈和屏蔽线圈位置以及磁体运行电流进行微调，求解得到磁体最终参数信息；
第四步，根据第三步得到的磁体位置、结构以及运行参数信息，计算磁体线圈内磁场及应力分布，评估线圈的电磁临界性能以及机械稳定性，如性能不满足要求，则返回第一步，调整主线圈的参数信息，继续进行上述操作，直至磁体设计方案安全可靠。
4.根据权利要求3所述的高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体的设计方法，其特征在于，
所述第一步，在进行磁体设计时，预先设定主线圈的参数信息，包括导线匝数、导线规格、线圈尺寸、线圈位置，其中最内层线圈的内直径不低于800mm，并初步确定线圈的运行电流，根据公式(1)得到线圈内电流密度，然后根据公式(2)计算主线圈在磁体中心的磁场强度，要求该磁场强度高于要求的中心磁场强度的3/4并且低于中心磁场强度为宜，满足公式(3)：
0.75Btar＜Bz(0,0)＜Btar (3)
其中，N1和N2分别为线圈导线在轴向的圈数和径向的层数，两者乘积为导线总体匝数，A0为线圈的截面积，包含了导线绕线间隙和层间绝缘，I0为每匝导线上的运行电流，r1，r2，z1，z2分别为磁体线圈的内半径、外半径、轴向左坐标和轴向右坐标，L为螺线管线圈磁场积分计算算子，μ0为真空磁导率，ωi和βi分别为高斯积分权重和积分点，n为高斯积分点个数，Bz(0,0)为主线圈在磁体中心产生的磁场强度，Btar为磁体中心的目标磁场强度。
5.根据权利要求3所述的高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体的设计方法，其特征在于，所述第二步，划定调整线圈和屏蔽线圈的位置范围，分别选定调整线圈和屏蔽线圈的导线规格，按照第一步确定的主线圈运行电流确定调整线圈和屏蔽线圈的电流密度，如公式(4)，其中J1为调整线圈电流密度，J2为屏蔽线圈电流密度，g为绕线间隙，即相邻两匝导线在绕制时由于非紧密接触存在的缝隙，l为导线层间绝缘的厚度，wadj和hadj分别为调整线圈所用导线的宽度和厚度，wshi和hshi分别为屏蔽线圈所用导线的宽度和厚度；通过降低屏蔽线圈平均电流密度控制屏蔽线圈应力水平，约定屏蔽线圈导线截面尺寸大于调整线圈导线截面尺寸，如公式(5)；
约定磁体目标区域的磁场强度和磁场均匀度以及5高斯线范围，通过目标场法逆向求解得到调整线圈和屏蔽线圈的尺寸、位置信息，所包含的磁场约束条件如公式(7)和公式(8)所示，其中磁场算子C的表达式如公式(6)所示，R为磁体中心球形区域的半径，ε为磁场偏差，z和r分别为5高斯线在轴向和径向的控制范围；R0为磁体中心球形区域的半径的一常数值，z0和r0分别为5高斯线在轴向和径向的控制范围的常数值；
wadj·hadj＜wshi·hshi (5)
6.根据权利要求3所述的高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体的设计方法，其特征在于，
所述第三步，根据线圈的电流密度以及截面尺寸计算得到线圈的整体电流，用整体电流值除以第一步确定的主线圈运行电流得到线圈整体匝数，再通过四舍五入取整得到线圈径向导线层数后，用线圈整体匝数除以线圈径向层数再四舍五入取整得到轴向圈数，如公式(9)和公式(10)，其中Δradj、Δrshi分别为调整线圈和屏蔽线圈的径向厚度，Aadj、Ashi分别为调整线圈和屏蔽线圈的截面积，如此操作分别得到调整线圈和屏蔽线圈的匝数信息，然后再次以磁体目标区域的磁场强度和磁场均匀度以及5高斯线范围为约束条件，如公式(12)和公式(13)，以磁体主线圈导线匝数、导线规格、线圈尺寸、线圈位置以及调整线圈和屏蔽线圈的导线匝数、导线规格、线圈尺寸为已知信息，调整线圈和屏蔽线圈的线圈位置、磁体整体运行电流为未知信息，逆向求解得到调整线圈和屏蔽线圈的位置参数和磁体整体运行电流值，求解过程中主线圈、调整线圈和屏蔽线圈的电流密度依据公式(11)计算得到，同时还约束了线圈位置的变化空间，即轴向在原有线圈中心附近的移动范围不超过δz，径向在原有线圈中心附近的移动范围不超过δr，如公式(14)所示，其中zcenter、rcenter分别为线圈轴向中心和径向中心，磁体运行电流在初始电流附近的变换范围不超过δI，如公式(15)所示：
|z-zcenter|≤δz,|r-rcenter|≤δr (14)
|I-I0|≤δI (15)。
7.根据权利要求3所述的高场全身磁共振成像主动屏蔽超导磁体的设计方法，其特征在于，
第四步，根据第三步逆向求解得到的磁体参数信息，计算磁体线圈内的磁场强度分布以及应力分布，如线圈磁场强度高于阈值，或者超过导线的临界磁场，或者线圈应力水平超过阈值，存在安全风险，则需要调整主线圈预先设定参数，包括主线圈导线匝数、导线规格、运行电流，从第一步开始进行磁体迭代优化设计，直至线圈内磁场强度和应力水平满足设计要求。
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Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN114551026A (zh) * | 2022-03-02 | 2022-05-27 | 中国科学院电工研究所 | 一种低温强磁场综合物性测量用超导磁体及其设计方法 |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20040162222A1 (en) * | 1999-09-24 | 2004-08-19 | Florida State University Research Foundation | Wide bore high field magnet |
| CN101533077A (zh) * | 2009-04-17 | 2009-09-16 | 中国科学院电工研究所 | 一种磁共振成像装置超导磁体的优化设计方法 |
| US20140066312A1 (en) * | 2012-08-31 | 2014-03-06 | Bruker Biospin Gmbh | Magnet system for generation of a highly stable magnetic field |
| CN104685584A (zh) * | 2012-11-23 | 2015-06-03 | 中国科学院高能物理研究所 | 用于构造磁共振成像超导磁体的方法 |
| CN105206375A (zh) * | 2015-09-22 | 2015-12-30 | 安徽万瑞冷电科技有限公司 | 主动屏蔽式低温超导磁体系统的实验装置 |
| CN112908609A (zh) * | 2021-03-17 | 2021-06-04 | 中国科学院合肥物质科学研究院 | 一种磁共振成像用大孔径高磁场7.0t超导磁体 |
-
2021
- 2021-10-18 CN CN202111210692.9A patent/CN113889313B/zh active Active
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20040162222A1 (en) * | 1999-09-24 | 2004-08-19 | Florida State University Research Foundation | Wide bore high field magnet |
| CN101533077A (zh) * | 2009-04-17 | 2009-09-16 | 中国科学院电工研究所 | 一种磁共振成像装置超导磁体的优化设计方法 |
| US20140066312A1 (en) * | 2012-08-31 | 2014-03-06 | Bruker Biospin Gmbh | Magnet system for generation of a highly stable magnetic field |
| CN104685584A (zh) * | 2012-11-23 | 2015-06-03 | 中国科学院高能物理研究所 | 用于构造磁共振成像超导磁体的方法 |
| CN105206375A (zh) * | 2015-09-22 | 2015-12-30 | 安徽万瑞冷电科技有限公司 | 主动屏蔽式低温超导磁体系统的实验装置 |
| CN112908609A (zh) * | 2021-03-17 | 2021-06-04 | 中国科学院合肥物质科学研究院 | 一种磁共振成像用大孔径高磁场7.0t超导磁体 |
Non-Patent Citations (3)
| Title |
|---|
| YAOHUI WANG，ET AL: "Highly Shielded Gradient Coil Design for a Superconducting Planar MRI System", 《 IEEE TRANSACTIONS ON BIOMEDICAL ENGINEERING》, vol. 67, no. 8, pages 2328 - 2336, XP011798968, DOI: 10.1109/TBME.2019.2959819 * |
| 倪志鹏等: "短腔、自屏蔽磁共振成像超导磁体系统 的混合优化设计方法", 《物理学报》, vol. 62, no. 2, pages 020701 * |
| 尹大鹏: "CFETR中心螺线管超导模型线圈设计及装配集成技术研究", 《中国博士学位论文全文数据库》, pages 040 - 104 * |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN114551026A (zh) * | 2022-03-02 | 2022-05-27 | 中国科学院电工研究所 | 一种低温强磁场综合物性测量用超导磁体及其设计方法 |
| CN114551026B (zh) * | 2022-03-02 | 2024-02-02 | 中国科学院电工研究所 | 一种低温强磁场综合物性测量用超导磁体及其设计方法 |
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