1_5TMRI超导磁体低温容器的拉杆设计与校核

用于磁共振系统的超导磁体【技术领域】本发明是有关一种超导磁体，尤其是指用于磁共振系统的超导磁体。

【技术背景】目前医用磁共振系统中产生主磁场B0的磁体大多采用超导磁体，其具有高磁场、稳定且均匀性好。

但是超导磁体工作需要稳定的低温环境，例如将超导磁体线圈浸泡在液氦制冷剂中(4.2K)，将其正负极引线引出磁体后接入励磁电源供以电流，当电流到达目标值后打开超导开关，最终形成所谓的超导闭环运行。

这样就形成高磁场，稳定性好，均匀度高的磁体。

目前超导磁体的电流引线有两种，一种是可分离式电流引线，这种引线优点是当磁体励磁或退磁结束后可拆卸掉电流引线，杜绝了平时电流引线所带来的热传导漏热，不过缺点是整个安装拆卸需要有丰富经验的工程师操作，操作难度大，结构复杂；另一种是固定式电流引线，这种引线无论是否励磁，退磁，还是平时正常工作期间电流引线都固定在磁体某一位置，优点是操作简单安全，缺点是有一定的热传导漏热。

由于目前制冷机的大力发展和低温技术的进步，主流产品大部分采用的是固定式电流引线。

图1为现有技术用于磁共振系统的超导磁体的示意图，超导磁体包括低温容器7`、设于低温容器7`中的超导线圈1`和超导开关2`、以及与超导线圈1`相连的电流引线3`。

外部励磁电源5`通过外部电流引线引线4`和电流引线3`相连从而对超导线圈1`进行励磁。

由于电流引线3`仅有外表面和低温容器7`中的冷却气体相接触，所以冷却效率较低。

由于液氦是一种汽化潜热很小的昂贵液体，再加上超导线比热小，来自外部的热量很容易导致液氦的损耗，甚至导致磁体失超。

其中磁体的部分漏热就来源于电流引线3`，部分漏热包括电流引线热传导漏热和自身励磁或退磁时的欧姆漏热。

因此，确有必要提供一种改进的磁共振系统的超导磁体，以克服上述超导磁体存在的缺陷。

【发明内容】本发明的目的是提供一种可以较好地对电流引线进行冷却的用于磁共振系统的超导磁体。

本发明的磁共振系统的超导磁体是通过以下技术方案实现：一种用于磁共振系统的超导磁体，包括低温容器、设于低温容器中的超导线圈、以及与超导线圈相连的电流引线，所述电流引线包括设有孔的连接件，所述孔与低温容器相连通。

1.5T关节磁共振成像超导磁体的设计、r制作与测试杜晓纪;王为民;兰贤辉;李超【摘要】Magnetic resonance imaging (MRI) has been a primary diagnostic technique due to its high imaging quality, non-invasion and non-radiation capacity. However, the application of conventional whole body MRI is restricted by its massive size, high installation and management cost. Dedicated MRI overcomes the shortcomings of whole body MRI and has great importance in medical diagnosis. The challenge is that the design of superconducting magnet for extremity MRI is largely constrained by physiological structure of human body. As a result, a limited longitudinal length with high field homogeneity in a 160 mm diameter sphere volume (DSV) is required for superconducting magnet of extremity MRI. In this article, a non-shielded 1.5 T extremity dedicated superconducting magnet is designed by using both 0-1 integer programming and genetic algorithm and fabricated with a comprehensive consideration of superconductivity wire consumption, central magnetic field intensity and imaging region homogeneity. The NbTi superconducting wire is chosen for coil winding, and copper-to-superconducting ratio of the wire is 1.3. The sizes of cross-section of the bare wire and the insulated wire are 0.75 mm × 1.20 mm and 0.83 mm × 1.28 mm resp ectively, and the critical currents at 4.2 K and 5 T are both about 935 A. According to the size constraint of the magnet, we first calculate the current carrying zone of the superconducting coils and divide it into grid elements with parallel current. The size of each gridelement is equal to that of the superconducting wire, and the distribution of non-rectangular coils is obtained by using 0-1 integer programming. In order to obtain a higher homogeneity of magnetic field, a reverse current zone is manually created in the wide blank area of the feasible current carrying zone. Using the results above, we then optimize the distribution of coils and build a rectangular model which facilitates the fabrication by using genetic algorithm. The inductance of the magnet is 1.8094 H, the operating current is 402.09 A, the stored energy is 146.27 kJ and the peak magnetic field of current carrying zone is 5.48 T. The calculated peak-to-peak homogeneity in 160 mm DSV is about 22 ppm. Taking into consideration the factors such as mechanical error and cold shrinkage, the estimated homogeneity would reach 60 ppm (peak-to-peak) with passive shimming. The 1.5 T extremity dedicated superconducting magnet is successfully fabricated through a series of processes such as winding, curing, assembly and welding. The prototype magnet has a room temperature bore of 280 mm in diameter and a total length of 520 mm, and the volume of liquid helium vessel is about 30 liters. To reduce the evaporation of liquid helium, a 1.5 Watt two-stage Gifford-McMahon refrigerator is employed to cool the system and maintain the evaporation rate of Helium at zero level. The range of 5 Gauss line of the magnet is 3.2 m in the radial direction and 2.6 m in the axial direction. Moreover, the magnet is magnetized to 1.5 T after being conditioned three times and the measured homogeneity in 160 mm DSV achieves 55 ppm (peak-to-peak) and 3.4 ppm (Vrms) after passive shimming using silicon steel pieces.%磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)是当今世界上最先进的医学影像技术之一,现阶段MRI技术正朝着成像质量更清晰、功能更强大、效率更高、个体化更强的趋势发展.与全身MRI设备相比,专科型MRI设备具有体积小、重量轻、成本低、病人舒适度高、成像质量高、功能更强等优点.但是关节专用超导MRI系统需要长度方向上被严格限制的超导磁体在160 mm直径球域(diameter sphere volume,DSV)内产生高均匀度的磁场.本文综合考虑了超导线用量、中心磁感应强度和成像区磁场不均匀度等因素,使用0-1规划和遗传算法相结合的方法设计了一种非屏蔽型1.5 T关节MRI超导磁体,该磁体的室温孔径为280 mm,总长度为520 mm,液氦量为30 L,载流区最大磁场为5.48 T,5高斯线范围为径向3.2 m、轴向2.6 m,160 mm DSV的磁场不均匀度设计值为22 ppm,考虑加工误差及冷缩因素,磁体加工完成并经过被动匀场后的预估值为60 ppm.经过绕制、固化、组装、焊接等工序,该磁体已制作完成.经过3次锻炼后成功励磁到1.5 T,经过被动匀场后160 mm DSV的磁场不均匀度达到50 ppm,各项指标均达到设计目标.【期刊名称】《物理学报》【年(卷),期】2017(066)024【总页数】8页(P286-293)【关键词】超导磁体;磁共振成像;关节专用;优化设计【作者】杜晓纪;王为民;兰贤辉;李超【作者单位】中国科学院应用超导重点实验室,北京 100190;中国科学院电工研究所,北京 100190;北京大学信息科学技术学院,北京 100871;西安聚能超导磁体科技有限公司,西安 710018;西安聚能超导磁体科技有限公司,西安 710018【正文语种】中文1 引言医用磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)在医学临床上的应用为医学影像学带来了一场革命,现已经成为最先进的医学影像设备之一,在临床领域具有广阔的应用前景[1].相对其他常规影像设备(如CT,X射线等),MRI设备具有更多独到的优势,如无创伤检测、多种图像类型、高组织分辨力、任意方位断层成像、介入治疗的重要辅助工具等[2].现阶段国内各大医院所使用的MRI系统主要为全身通用型系统.对于耗时较长、技术复杂的专科领域成像,占用通用机器的时间太长,达不到更精准的诊断效果,因此需要采用专科MRI系统.医用核磁共振(NMR)成像将朝着成像质量更清晰、功能更强大、效率更高、个体化更强的趋势发展,给予患者更精准的治疗指导[2,3].越来越多的研究机构和磁共振系统厂家开始研究专科型MRI系统[4−6].与全身MRI设备相比,关节成像专用MRI设备具有体积小、重量轻、成本低、病人舒适度高、成像质量高、功能更强等优点.在实际应用中关节专用超导MRI系统需要长度方向上被严格限制的超导磁体在直径为160 mm的球域内产生高均匀度的磁场,很多研究把MRI超导磁体的优化设计归为非线性优化问题[7−10],这些方法的优点为简单直接,但需要预先确定超导线圈的个数和电流方向,这样便不能确保得到全局最优解.本文综合考虑了超导线用量、中心磁感应强度和成像区磁场不均匀度等因素,使用0-1规划和遗传算法相结合的方法设计了一种非屏蔽型1.5 T关节MRI超导磁体[11],该磁体的室温孔径为280 mm,总长度为520 mm,液氦量为30 L,载流区最大磁场为5.48 T,5高斯线范围为径向3.2 m、轴向2.6 m,160 mm 直径球域(diameter sphere volume,DSV)的磁场不均匀度设计值为22 ppm,考虑加工误差及冷缩因素,磁体加工完成并经过被动匀场后的预估值为60 ppm.经过绕制、固化、组装、焊接等工序,该磁体已制作完成,并对其进行励磁锻炼和被动匀场工作,经测试各项指标均达到设计目标.2 磁体设计2.1 超导带材和磁体参数采用西部超导公司生产的NbTi超导带材,其铜超比为1.3,裸带横截面尺寸为0.75 mm×1.20 mm,加绝缘层后的尺寸为0.83 mm×1.28 mm,温度在4.2 K、外场在5 T条件下的临界电流为935 A.考虑成像空间和病人舒适度,定超导磁体的总长度为520 mm,杜瓦内直径为280 mm,杜瓦外直径为630 mm.考虑磁体骨架、液氦杜瓦、冷屏、多层绝热、拉杆、室温杜瓦等部分所占空间,线圈在轴向上每端预留出50 mm,在径向内壁方向预留出40 mm,得到线圈的布线区总长度需小于420 mm,线圈的内直径需大于360 mm.线圈每层加玻璃丝布的厚度为0.08 mm,匝间预留0.02 mm,运行电流设定在400 A左右.由于线圈的布线长度被限制,为提高成像区的磁场均匀度,采用单层非屏蔽结构,经分析该磁体的5高斯线范围在径向上可控制在3.5 m以内,在轴向上可控制在2.6 m 以内,均小于现有全身型磁共振系统的5高斯线范围.2.2 优化设计方法采用0-1规划算法和遗传算法相结合的方法对1.5 T关节MRI超导磁体进行优化设计.0-1规划是一种特殊形式的整数规划.这种规划的决策变量仅取值0或1,故称为0-1变量或二进制变量.根据上述的磁体尺寸约束,得到超导线圈的可行载流区,根据所选超导带材的尺寸,把可行载流区进行如图1所示的网格化.考虑到该磁体的用线量较少,可以使用同一根线绕多个线圈,除两端的两个线圈选择偶数匝外,中间的线圈都选择奇数匝,所以在网格划分时使网格的几何尺寸等于所选带材尺寸.对网格取整并相应调整可行载流区的边界后,得到主线圈可行载流区的网格数N.各网格中心位置的空间坐标(ri,zi),运行电流为Ii.图1 超导磁体载流区的网格剖分Fig.1.Grid subdivision in current carrying region of superconducting magnet.每个矩形网格可以等效为位于矩形网格中心位置的电流环,坐标(rj,zj)处的磁场z向分量可根据下式得到函数K(k)和E(k)分别为k的第一类和第二类完全椭圆积分.因子ei=0,1,当ei=0时该矩形网格为虚,即对磁场无贡献;当ei=1时该矩形网格为实,对磁场有贡献.整个磁体的用线量L可由下式计算:以用线量最少为优化目标,中心场强度、磁场不均匀度为约束条件,利用0-1规划算法对可行载流区进行规划,即可得到初步的电流分布.一般初次优化得到的电流分布为分离且不规则的形状.因为绕制线圈时,每个线圈的横截面为矩形,这时可以把可行载流区按照初次结果进行分离再次优化,最后再根据得到的每个分离线圈的位置和总匝数结合遗传优化算法对超导磁体进行最后的优化.2.3 优化结果综合考虑超导带材用量、载流区最大磁场、中心场、成像区磁场不均匀度等因素,利用上述方法,对本工作中的1.5 T关节MRI超导磁体进行了优化设计.为限制线圈电流区的磁场和电磁力,设置线圈的最大厚度为40 mm,图2为使用0-1规划算法对超导磁体优化设计的结果,其中蓝色点表示该处有超导线,白色表示该处没有超导线.图2(a)为整个可行载流区都只能通以正向电流得到的初步优化结果,160 mm DSV内的磁场不均匀度为23.1 ppm.从图2(a)可以看到右边两个线圈之间留有较大的空白区域,可以在这个区域内增加一个反向电流线圈.图2(b)为分离载流区并增加反向线圈后的优化结果,160 mm DSV内的磁场不均匀度达到8.2 ppm.结果表明,增加一个反向线圈后提高了成像区的磁场均匀度.从图2还可以看出,利用0-1规划算法对超导线圈优化的结果并不是标准的矩形截面,且在蓝色区域内部仍然存在一些空白点,在实际制作中将难以实现.为了得到标准的矩形截面,把上述结果中每个线圈的层数、匝数、位置等信息代入到遗传算法中,再次对超导磁体进行优化,得到最终的优化结果.超导磁体中各线圈的排列方式如图3所示,共包含有4对(8个)超导线圈,其中第3对超导线圈和其他线圈的电流方向相反.各线圈的具体参数列于表1.图2 利用0-1规划算法对超导磁体的优化设计 (a)整体为同向电流的优化结果;(b)分离载流区并增加反向电流线圈后的优化结果Fig.2.Optimization of superconducting magnet using 0-1 integer programming:(a)Optimal results considering whole current carrying region with samecurrent;(b)optimal results with separating and opposite current carrying region.图3 超导磁体结构示意图yout of the optimized superconducting magnet.表1 优化后的各线圈具体参数Table 1.Detailed speci fi cations of optimized coils.Coil No.Inner radius/m Layers Zmin/m Turns 1 0.1824 11 0.0186 16 2 0.1800 21 0.0944 19 3 0.1810 27 0.1337 21 4 0.1839 44 0.1762 26该磁体超导带材总长度为5673.6 m,运行电流Iop=402.09 A,载流区最大场Bmax=5.48 T,安全系数为0.7944,储能总量为146.27 kJ,电感量L=1.81 H.在160 mm的成像区内的磁场不均匀度的峰峰值为22 ppm,120 mm球内的峰峰值为3.67 ppm.超导磁体的5高斯线范围为轴向3.2 m,径向2.6 m.3 磁体制作本文中的磁体由西安聚能超导磁体科技有限公司制作完成.3.1 线圈绕制超导磁体线圈的精密绕制技术是磁场本身的均匀性可靠保证之一,也一直是磁体制造的难点,需要保证整个绕制过程中线材的张力保持恒定,同时必须保证排线的均匀. 采用316L作为骨架材料,根据磁体设计参数,采用高精度数控机床加工制造磁体骨架.线圈的绕制速度、排线均匀性及层匝数等绕制工艺会直接影响超导线圈的性能.绕线机以恒力自动进行绕线,同时采用设备自动加人为干涉手段来控制绕制质量,最终使得线圈绕制达到预期设计,绕制完成后的超导线圈如图4所示.图4 绕制完成后的超导线圈Fig.4.Superconducting magnet after winding.3.2 磁体组装磁体的组装技术和配套工装直接影响磁场中心和机械中心重合精度和磁场均匀区位置等.本文通过特制的组装工装,有效地将磁体按照要求的机械精度、磁场精度进行组装.制作完成后的超导磁体如图5所示.图5 制作完成后的超导磁体Fig.5.Manufactured superconducting magnet.4 磁体测试4.1 励磁锻炼对制作完成的超导磁体进行了4次励磁锻炼,四次锻炼的失超电流分别为270.1,300.3,380.2和390.4 A(图6),第五次励磁达到设计电流402.2 A并闭环成功,此时的中心场B0=1.5065 T.在1.5 W二级Gifford-McMahon(GM)制冷机的冷却下可以保持液氦零挥发.图6 超导磁体励磁锻炼过程Fig.6.Training history of superconducting magnet.4.2 被动匀场由于加工误差、绕制误差、热胀冷缩等因素,制作完成的裸磁体的成像区磁场不均匀度比较大,使用NMR测磁仪测量了裸磁体在中心区域160 mm球面上的磁场分布(图7,图内每条曲线对应于160 mm球面上的一条弧线(有24个点)),其不均匀度的峰峰值为1335.69 ppm.图7 (网刊彩色)裸磁体在中心区域160 mm球面上的磁场分布Fig.7.(color online)Magnetic fi eld distribution of bare magnet on the surface of 160 mm DSV.采用被动匀场方法对该磁体进行了匀场工作,采用的匀场片的长宽分别为20 mm 和15 mm,厚度存在0.35,0.1和0.05 mm三种规格.匀场槽嵌于梯度线圈的主动层和屏蔽层之间,梯度线圈被安装在超导磁体室温孔内.36个匀场条的中心线均匀地排布在半径为213 mm的圆柱面上,每个匀场条上有21个匀场槽.图8 (网刊彩色)被动匀场后磁体中心区域160 mm球面上的磁场分布Fig.8.(color online)Magnetic fi eld distribution on the surface of 160 mm DSV after passive shimming.经过3轮被动匀场后,测得磁体在中心区域160 mm球面上的磁场分布如图8(图内每条曲线对应于160 mm球面上的一条弧线(有24个点))所示,其不均匀度的峰峰值为50.22 ppm,均方根值为3.4 ppm,据此可推断出120 mm球面上的不均匀度峰峰值为8.17 ppm,均方根值为0.4 ppm,满足MRI需求.5 结论综合考虑超导线用量、中心磁感应强度和成像区磁场不均匀度等因素,使用0-1规划和遗传算法相结合的方法设计了一种非屏蔽型1.5 T关节MRI超导磁体,该磁体的室温孔径为280 mm,总长度为520 mm,液氦量为30 L,载流区最大磁场为5.48 T,5高斯线范围为径向3.2 m、轴向2.6 m,160 mm DSV的磁场不均匀度设计值为22 ppm,考虑加工误差及冷缩因素,磁体加工完成并经过被动匀场后的预估值为60 ppm.经过绕制、固化、组装、焊接等工序,该磁体已制作完成.经过3次锻炼后成功励磁到1.5 T,经过被动匀场后160 mm DSV的磁场不均匀度达到50 ppm,各项指标均达到设计目标.参考文献[1]Lvovsky Y,Jarvis P 2005 IEEE Trans.Appl.Supercond.15 1317[2]Cosmus T,Parich M 2011 IEEE Trans.Appl.Supercond.21 2104[3]Lvovsky Y,Stautner E,Zhang T 2013 Supercond.Sci.Technol.26 093001[4]Kitaguchi H,Ozaki O,Miyazaki T,Ayai N,Sato K,Urayama S,Fukuyama H 2010 IEEE Trans.Appl.Supercond.20 710[5]Ling J,Voccio J,Hahn S,Kim Y,Song J,Bascunan J,Iwasa Y 2015 IEEE Trans.Appl.Supercond.25 4601705[6]Slade R,Parkinson B,Walsh R 2014 IEEE Trans.Appl.Supercond.24 4400705[7]Cheng Y,Brown R,Thompson M,Eagan T,Shvartsman S 2004 IEEE Trans.Appl.Supercond.14 2008[8]Cavaliere V,Formisano A,Martone R,Primizia M 2000 IEEETrans.Appl.Supercond.10 1376[9]Campelo F,Noguchi S,Igarashi H 2006 IEEE Trans.Appl.Supercond.16 1316[10]Tieng Q,Vegh V,Brereton I 2009 IEEE Trans.Appl.Supercond.19 3645[11]Du X,Wang W 2014 IEEE Trans.Appl.Supercond.24 4402104。

本技术涉及一种磁共振系统、超导磁体系统及其低温保持装置。

该低温保持装置包括内筒、外筒、超导线圈以及变形部件；所述外筒套设在所述内筒外；所述内筒和所述外筒之间限定用于盛装所述冷却液的空腔；所述超导线圈设置于所述空腔内，且所述超导线圈的至少一部分被所述冷却液浸泡；所述变形部件设置于所述空腔内，所述变形部件的体积可通过其内部所填充介质的介质量改变，以致所述变形部件用于改变所述冷却液在所述空腔中的液面高度。

上述超导磁体系统及其低温保持装置，不仅能提高冷却液在空腔中的液面高度，还能避免在运输等过程中冷却液消耗而导致其液面高度下降的问题。

权利要求书1.一种低温保持装置，其特征在于，包括：内筒；外筒，所述外筒套设在所述内筒外；所述内筒和所述外筒之间限定用于盛装用于浸泡超导线圈的至少一部分的冷却液的空腔；及变形部件，所述变形部件设置于空腔内，所述变形部件的体积可通过其内部所填充介质的介质量改变，以致所述变形部件用于改变所述冷却液在所述空腔中的液面高度。

2.根据权利要求1所述的低温保持装置，其特征在于，还包括储存部件、第一管道以及第一阀门，所述储存部件位于所述外筒的外侧或者位于所述空腔的远离所述变形部件的内壁上，所述第一管道连接所述变形部件和所述储存部件，所述储存部件为所述变形部件提供介质，从而改变所述变形部件的体积；所述第一阀门设置在所述储存部件上，所述第一阀门用于控制所述储存部件给所述变形部件提供介质。

3.根据权利要求2所述的低温保持装置，其特征在于，还包括第一控制装置、第一气压装置以及第一液面测量装置；所述第一控制装置与所述第一阀门电连接，所述第一控制装置与所述第一气压装置电连接，所述第一气压装置用于采集所述变形部件的第一气压值；所述第一液面高度测量装置与所述第一控制装置电连接；所述第一液面高度测量装置用于采集所述冷却液在所述空腔中的第一高度信息，并将所述第一高度信息传送给所述第一控制装置；所述第一控制装置根据所述第一高度信息和所述第一气压值控制所述第一阀门，从而改变所述变形部件的内部的介质量。

超导5T磁共振扫描成像设备技术条款及要求
1.磁场强度：超导5T磁共振扫描成像设备的主磁体磁场强度应为5T，确保成像的高分辨率和质量。

2.超导磁体技术：磁体应采用超导材料制造，以确保稳定和持久的磁场，避免磁场漂移和能源浪费。

3.成像分辨率：设备应具备高分辨率成像能力，能够在细微结构和病
变上提供清晰、准确的图像。

4.扫描速度：设备扫描速度应快，能够在短时间内完成扫描，并且不
影响成像质量。

5.患者舒适度：设备应具备人性化设计，为患者提供舒适的扫描环境，减少扫描过程中的不适感。

6.操作便捷性：设备应具备简单易用的界面和操作系统，方便医生进
行扫描操作和图像处理。

7.安全性：设备应符合医疗设备的安全标准，如防止放射性辐射泄漏、电磁辐射等。

8.维护和保养：设备应易于维护和保养，降低维护成本，并能够长时
间稳定运行。

9.数据存储和传输：设备应具备大容量的数据存储能力，方便进行数
据的备份、管理和传输。

10.整合性：设备应能够与其他医疗设备和信息系统进行无缝整合，
方便医生进行综合诊断和治疗。

序号技术参数名称招标指标备注1* 1.1*1.22设备工作条件2.1AC380V ±10%2.2注明平均电力消耗功率 KVA 2.3夜间模式电力消耗功率KVA(仅冷头工作）2.4最大瞬间消耗功率 KVA(包括射频系统,梯度系统,计算机,冷头等同时工作）2.5待机状态消耗功率< KVA(仅计算机,冷头工作）3磁体系统3.1磁场强度 1.5T 3.2磁场类型超导3.3磁体材质不锈钢合金3.4屏蔽方式主动屏蔽＋抗外界干扰屏蔽3.5匀场方式主动匀场＋被动匀场＋动态匀场3.6病人个性化匀场提供3.7超导匀场线圈提供3.8自动匀场时间（3D ）≤3秒3.9磁体长度≤160cm 3.10磁体内径（患者检查孔道内径）≥65cm 3.11磁体两端开放孔径≥130cm 3.12磁体两端开放式设计具备3.13磁体重量（含液氦）≤5.２吨3.14磁场稳定度≤0.1ppm/h 3.15磁场均匀度V －RMS 测量法3.15.110cmDSV ≤0.01ppm 3.15.220cmDSV ≤0.05ppm 3.15.330cmDSV ≤0.1ppm 3.15.440cmDSV ≤0.27ppm 3.15.545cmDSV ≤0.81ppm 3.16液氦消耗率≤0.03L/Hour 3.17冷头保用时间≥2年(需单独报价）3.18液氦充填间隔≥3年3.195高斯磁力线轴向范围：轴向≦ 4.0m1.5T 磁共振技术规格要求和响应一、名称： 1.5T 核磁共振成像系统二、数量： 1台（套）三、交货期：合同签定后3个月内先进性：投标人需提供国内注册的最高配置的机型，GE 公司提供Propeller HDx 及其以上技术平台, 西门子提供Avanto 1.5 SQ Tim(76x32) I-Class 技术平台, Philips 提供双放大器Achieva NOVA DUAL HP 技术平台,东芝为atlas 平台.各家到院机型必须保持或优于以上机型．四、条款中*号为关键条款，若有*不符则为废标。

5T分体式低温超导磁体多场力学行为分析及实验研究5T分体式低温超导磁体多场力学行为分析及实验研究摘要：低温超导磁体广泛应用于核磁共振成像、磁共振治疗、磁控聚变等领域。

为了提高低温超导磁体的性能及稳定性，有必要对其多场力学行为进行深入分析和研究。

本文以5T分体式低温超导磁体为研究对象，通过实验和数值模拟的方法，对其在磁场、温度和机械应力等多种条件下的力学行为进行了综合分析。

研究结果有助于优化超导磁体的设计及操作参数，提高其耐久性和性能，为未来低温超导磁体的应用和发展提供参考和指导。

1. 引言低温超导磁体由超导线圈和冷却系统组成，可以产生强大且稳定的磁场。

然而，由于多种因素的影响，如热胀冷缩、机械强度等，低温超导磁体在长时间运行和温度变化过程中会出现多场力学行为。

这些力学行为对超导磁体的性能和稳定性有着重要的影响。

因此，对低温超导磁体的多场力学行为进行深入研究具有重要意义。

2. 实验方法本文选取了5T分体式低温超导磁体作为研究对象，设计了一系列实验，包括磁场力学实验、温度-力学实验和机械应力实验等。

在实验中，采用了精密的传感器和测量设备，对磁体在不同条件下的力学行为进行了实时监测和记录。

3. 实验结果及分析通过对实验数据的处理和分析，我们得到了磁体在不同磁场强度和温度条件下的力学行为曲线。

结果显示，在磁场升降过程中，磁体的应变和变形受到磁场力的影响较大，同时伴随温度的变化，磁场力的影响程度也有所不同。

此外，在受到机械应力作用下，磁体的应变和变形呈现出明显的非线性行为。

4. 数值模拟与验证为了更深入地理解磁体的力学行为及其特性，我们采用数值模拟方法对实验结果进行了验证。

通过在模拟中引入材料参数、磁场参数和温度参数等，得到了与实验结果相一致的模拟结果。

这进一步验证了实验结果的准确性及实验方法的可靠性。

5. 讨论与展望本文通过实验和数值模拟的方法，对5T分体式低温超导磁体在磁场、温度和机械应力等多种条件下的力学行为进行了全面分析。

1.5T超导磁共振励磁过程中防止失超的研究与设计摘要超导型核磁共振成像设备，简称超导磁共振，是目前主要的医学成像设备之一，其所呈现的医学图像具有高清晰度，高精细度，高分辨率，高对比度以与信息量大等优点。

超导磁共振在结构上主要分为主磁体系统，梯度系统，射频接收与发射系统，计算机控制系统以与其他相关辅助系统。

本论文主要以主磁体系统中主磁体的励磁原理与过程为主，系统的讲述了超导磁共振在励磁过程中防止失超现象发生方面的研究与设计。

励磁过程对于每台超导磁共振设备来说都是必须要经历的一个过程，正是由于他的发生才能使主磁体产生我们期望的磁场强度或是中心频率，进而为后期的医学图像的产生打下基础。

失超现象的防止对于每个超导磁共振生产厂家来讲都是非常重视的，尤其是在实际的励磁过程中，失超现象的发生不仅威胁到人身的健康，还会对生产厂家的产品质量信誉造成不可逆变的影响。

关键词：超导磁共振；励磁过程；失超现象AbstractSuperconductive Nuclear Magnetic Resonance Image Equipment, shorting for superconductive MRI, is one of the modern main imaging equipments. As a major medical imaging method, magnetic resonance imaging has the advantages of generating clear, precise images with high resolution and contrast ratio as well as massive information. The MRI can be divided into five components, which is the main magnet system, the gradient system, the RF transmitting & receiving system, the computer-controlling system and other related assisting system. In this paper, we make the ramping-up basic theories and procedures of the magnet system to be our main discussion contents, especially the research and the related design of quenching-proof details in the practice ramping-up procedure.The ramping-up procedure is a very important experience to the superconductive MRI. With the existence of this procedure, we can get the main magnet strength or the middle frequency we expect, which is the basis of a medical image coming out for practice use.The preventing to the quenching phenomenon is so important to a superconductive MRImanufacture, especially in the practice ramping-up procedures, the emergency of quenching will not only threat the health of the related person, but will make a bad fluency on the product quality reputation for the superconductive MRImanufacture.Keywords:superconductive MRI, ramping-up procedure, the quenching phenomenon目录第一章绪论11.研究项目的目的和意义12.相关概念的简述23．国外研究现状34. 课题的来源与相关研究容3第二章1.5T超导磁共振的原理与失超41. 超导的发展与应用42. 超导在磁共振行业的应用原理53.失超的定义64.引起失超的因素65.失超的危害与相关预防措施7第三章1.5T超导磁共振励磁过程的研究81.励磁的定义82.励磁的基本原理83.实际应用9第四章1.5T超导磁共振实际励磁中防失超的研究与设计111.励磁中对防失超前期工作的研究111.1 励磁执行前的预备条件111.2 励磁设备的安放111.3 励磁电极的安插112.励磁过程中防止失超的研究与设计12第五章总结与展望13致14参考文献15第一章绪论1.研究项目的目的和意义自达马丁(Damadian)建成历史上第一台全身MRI设备，并获得首人体活体MRI设备图像以来，磁共振成像设备就渐渐地以正式的身份进入到了人类的视野当中。

磁共振超导磁体低温容器结构及原理分析
王学军;连建敏
【期刊名称】《中国医疗器械信息》
【年(卷),期】1998(000)002
【摘要】磁共振超导磁体低温容器结构及原理分析ＡｎａｌｙｓｅｏｆｔｈｅＳｔｒｕｃｔｕｒｅａｎｄＰｒｉｎｃｉｐｌｅｉｎＳｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎａｎｄＬｏｗＴｅｍｐｅｒａｔｕｒｅＣｏｎｔａｉｎｅｒｏｆＭＲＩ河南省人民医院影像科（郑州４５０００３）王学军连建敏...
【总页数】2页(P45-46)
【作者】王学军;连建敏
【作者单位】河南省人民医院影像科
【正文语种】中文
【中图分类】R318.6,
【相关文献】
1.1.5T MRI超导磁体低温容器的拉杆设计与校核 [J], 黄礼凯;王秋良;赵保志;王晖;李兰凯;李毅
2.14T核磁共振成像超导磁体电源拓扑设计及纹波抑制 [J], 彭程伟;高格;盛志才;周宇
3.磁共振成像低温超导磁体冷却系统设计及数值分析 [J], 祁云; 孙大明; 苏峙岳; 乔鑫
4.核磁共振成像超导磁体设计方法研究 [J], 王轶楠
5.高磁场磁共振超导磁体电源的拓扑设计与分析 [J], 代天立;周超;秦经刚;李建刚;高格
因版权原因，仅展示原文概要，查看原文内容请购买。

GE 1.5T MRI低温冷却系统的工作原理及日常维护曹明干【摘要】本文着重介绍GE1.5TMRI低温冷却系统的组成及原理、该系统各个部件的日常维护及注意事项,以达到减少液氦蒸发的目的.【期刊名称】《中国医疗设备》【年(卷),期】2013(028)005【总页数】3页(P126-127,106)【关键词】低温冷却系统;超导磁共振;磁体监视器【作者】曹明干【作者单位】温州市中西医结合医院设备科,浙江温州325000【正文语种】中文【中图分类】R445.2医用磁共振成像（MRI）设备主要由磁体系统、梯度系统、射频系统、计算机和图像处理器系统及附属设备等组成。

这些系统之间通过控制线、数据线及接口电路连接成一个完整的成像系统。

根据磁体分类方法，GE1.5T MRI属于超导型磁体。

所谓超导，是指某些金属导体（线圈）在温度接近绝对零度（-273℃）时，阻值接近0[1]。

为了维持线圈的超低温环境，利用低温致冷剂液氦降温，这是因为液氦的温度是4.2 K，液氦的沸点是77 K，而超导线圈材料采用铌钛合金的多芯复合超导线，在8 K的温度下，其阻值接近或等于0，可使线圈成为超导体，其电阻消失，电流无损耗，从而产生最大磁场。

为保持超导环境，磁体采用多层真空绝热结构，但由于结构支撑等多种因素，漏热不可避免，所以，液氦总会吸热蒸发。

为减少液氦蒸发，MRI一般都配有低温冷却系统提供冷量，从而有效控制液氦的损耗。

MRI低温冷却系统由磁体中的液氦冷屏、冷头、氦压缩机、水冷机和连接管线等组成。

MRI低温冷却系统原理，见图1。

为有效减少致冷剂液氦挥发，超导磁体的低温真空容器中分别设有20 K和77 K两极冷屏。

冷头既是二级膨胀机又是制冷部件，工作时，压缩的高压氦气在这里膨胀带走周围的热量，并通过两极缸套端面的垫圈将低温高压氦气传到超导磁体的两极冷屏上，使两极冷屏冷却温度不同，保持了液氦中超导线圈的环境温度，以隔绝结构导热，降低液氦消耗。

MRI超导磁体冷质量吊挂结构的分析与研究的开题报告一、研究背景及意义随着医学成像技术的不断发展，MRI技术因其高清晰度、无辐射等优点成为医疗领域的重要技术之一。

MRI系统中最重要的部分就是超导磁体，其需要在极低的温度下保持超导状态，从而产生强大的磁场。

超导磁体的制造和维护需要高度专业化的设备和技术，同时也需要考虑安全性和稳定性等因素。

而MRI超导磁体冷质量吊挂结构则是其中一个重要的方面，其在超导磁体的制造、安装和运输中具有重大的意义。

MRI超导磁体冷质量吊挂结构主要用于在制造、安装和运输过程中，保证超导磁体的安全和稳定。

通过科学合理地设计和制造冷质量吊挂结构，可以有效减少超导磁体在制造、安装和运输过程中受到的振动和撞击，从而保障整个系统的稳定运行。

同时，冷质量吊挂结构的良好设计和制造也可以极大地提升MRI系统的安全性和可靠性，为医疗事业的推进提供有力保障。

因此，对MRI超导磁体冷质量吊挂结构进行深入研究和分析，对于MRI技术的发展和应用具有重要的意义。

二、研究目的和内容本文旨在对MRI超导磁体冷质量吊挂结构进行研究和分析，探究冷质量吊挂结构对MRI系统的影响和作用，并在此基础上提出优化设计方案。

具体地，本文将从以下几个方面展开研究。

1. MRI超导磁体冷质量吊挂结构的概述及作用2. MRI超导磁体冷质量吊挂结构的设计原则及制造要求3. MRI超导磁体冷质量吊挂结构在制造、安装和运输过程中的应用与效果4. MRI超导磁体冷质量吊挂结构的实验研究和分析，包括动态模拟及实验验证等方面5. MRI超导磁体冷质量吊挂结构的优化设计和改进方案三、研究方法和技术路线本文将采用理论分析和实验研究相结合的方法，深入探讨MRI超导磁体冷质量吊挂结构的相关问题。

具体来说，本研究将涉及以下技术路线：1. 对MRI超导磁体冷质量吊挂结构的设计原则和制造要求进行研究分析，包括材料选择、结构设计、工艺流程等方面。

2. 运用ANSYS等有限元分析软件，对冷质量吊挂结构进行动态模拟分析，验证设计方案的合理性和可行性。