核磁共振成像实验报告.docx

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核磁共振成像实验报告

核磁共振成像实验

【目的要求】

1.学习和了解核磁共振原理和核磁共振成像原理；

2.掌握MRIjx核磁共振成像仪的结构、原理、调试和操作过程；

【仪器用具】

MRIjx核磁共振成像仪、计算机、样品（油）

【原理】

磁共振成像（MRI）是利用射频电磁波（脉冲序列）对置于静磁场B0中的含有自旋不为零的原子核（1H）的物质进行激发，发生核磁共振，用感应线圈检测技术获得物质的组织驰豫信息和氢质子密度信息（采集共振信号），用梯度磁场进行空间定位、通过图像重建，形成磁共振图像的方法和技术。

具体的讲，核磁共振是利用核磁共振现象获取分子结构、样品内部结构信息的技术。

当具有自旋的原子核的磁矩处于静止外磁场中时会产生进动和能级分裂。

在交变磁场作用下，自旋的原子核会吸收特定频率的无线电射频电磁波，从较低的能级跃迁到较高能级。

在停止射频脉冲后，原子核按特定频率发出射电信号，并将吸收的能量释放出来，被物体外的接受器收录，经电子计算机处理获得图像，这就是做核磁共振成像过程。

MRI的特点：

●具有较高的物质组织对比度和组织分辨力，对软组织分辨率极佳，能清晰地显示软组织、软骨结构，解剖结构和医学上的病变形态，显示清楚、逼真。

●多方位成像，能对被检查部位进行横断面、冠状面、矢状面以及任何斜面成像。

●多参数成像，获取T1加权成像（T1W1）：

T2加权成像（T2W2）、质子密度加权成像（PDW1），在影像上取得物质的组织之间、组织与变化之间T1、T2和PD的信号对比，在医学上对显示解剖结构和病变敏感。

●能进行形态学、功能、组织化学和生物化学方面的研究。

●以射频脉冲作为成像的能量源，不使用电离辐射，对人体安全、无创。

一、核磁共振原理

产生核磁共振信号必须满足三个基本条件：

（1）能够产生共振跃迁的原子核；

（2）恒定的静磁场（外磁场、主磁场）B0；（3）产生一定频率电磁波的交变磁场，射频磁场（RF）；即：

“核”：

共振跃迁的原子核；“磁”：

主磁场B0和射频磁场RF；“共振”：

当射频磁场的频率与原子核进动的频率一致时原子核吸收能量，发生能级间的共振跃迁。

1.原子核的自旋和磁矩

原子核由质子和中子组成，原子核有自旋运动，可以粗略的理解为原子核绕自身的轴向高速旋转的运动，对应有确定的自旋角动量，反映了原子核的内禀特性。

自旋的大小与原子核中的核子数及其分布有关，质子数和中子数均为偶数的原子核，自旋量子数I=0，质量数为奇数的原子核，自旋量子数为半整数，质量数为偶数，质子数为奇数的原子核，自旋量子数为整数。

原子核自旋角动量的具体数值由原子核的自旋量子数I决定，

。

原子核具有电荷分布，自旋时形成循环电流，产生磁场，形成磁矩，磁矩的方向与自旋角动量方向一致，大小

，P是角动量，

是磁旋比，等于核的磁矩和角动量的比值，是各种原子核的特征常数。

当原子核处于外磁场中时，若原子核磁矩与外加磁场方向不同，则原子核的磁矩会绕外磁场方向旋转，与陀螺的运动相似，称为进动。

进动的快慢（频率）遵循拉莫尔公式：

，在确定的外磁场B0情况下，原子核的进动频率是一定的。

氢原子核在不同磁场中的进动频率是不同的，如主磁场B0为1.0T时，氢原子核的进动频率为42.6MHz。

原子核磁矩的进动氢原子核（质子）在外磁场中的取向不同

原子核的磁矩在外磁场中的取向是量子化的，自旋量子数为I的原子核在外磁场作用下只可能有2I+1个取向，每一个取向都可以用一个自旋磁量子数m来表示，m与I之间的关系是：

m=I，I-1，I-2…-I。

原子核的磁矩在外磁场中的每一种取向都代表了核在该磁场中的一种能量状态，能级能量为

。

在天然同位素中，以氢原子核1H（质子）的

值最大（42.6MHz/T），因此检测灵敏度最高，所以目前核磁共振首选质子（1H）。

1H（质子）的自旋量子数I=1/2，自旋磁量子数m=±1/2，即氢原子核在外磁场中只有两种取向，代表了两种不同的能级。

当m=-1/2时，磁矩与外磁场顺向排列，

，能量较低，m=1/2时，磁矩与外磁场逆向排列，

，能量较高，能量差为：

。

因为

，

，

，能级差为

。

1H的I=1/2，所以1H的两个能级差为

。

原子核的磁矩处于静止外磁场中产生能级分裂

当再加一个高频磁场（射频）并使射频的辐射能等于1H的能级差时，即

，处于低能级的1H核吸收

的能量跃迁到高能级上，发生1H的核磁共振现象。

因此，1H发生核磁共振的条件是必须使射频的频率等于1H的进动频率，

。

而要使

，可以采用两种方法。

一种是固定磁场强度

，逐渐改变电磁波的辐射频率

，进行扫描，当使

时，

与

匹配，发生核磁共振；另一种方法是固定辐射波的辐射频率

，然后从低到高逐渐改变磁场强度

，即改变

，当

与

匹配时，

，也会发生核磁共振。

这种方法称为扫场。

一般仪器都采用扫场的方法。

2.施加射频脉冲后（氢）质子状态

在外磁场的作用下，1H核倾向于与外磁场取顺向的排列，所以处于低能态的核数目比处于高能态的核数目多，出现与主磁场B０方向一致的净宏观磁矩（或称为宏观磁化矢量）M。

但由于两个能级之间能差很小，前者比后者只占微弱的优势。

在低能态与高能态之间核的数目会达到动态平衡，称为“热平衡”状态。

射频脉冲作用质子磁矩后的进动路径及到达的位置

热平衡状态中的氢质子，被施以频率与质子进动频率一致的射频脉冲时，将破坏原来的热平衡状态，将诱发两种能态间的质子产生能态跃迁，被激励的质子从低能态跃迁到高能态，出现核磁共振。

受到射频脉冲激励的质子群偏离原来的平衡状态而发生变化，其变化程度取决于所施加射频脉冲的强度和时间。

施加的射频脉冲越强，持续时间越长，在射频脉冲停止时，M离开其平衡状态B０越远。

在MRI技术中使用较多的是90°、180°射频脉冲。

施加90°脉冲时，宏观磁化矢量M以螺旋运动的形式离开其原来的平衡状态，脉冲停止时，M垂直于主磁场B０。

如用以B０为Z轴方向的直角座标系表示M，则宏观磁化矢量M平行于XY平面，而纵向磁化矢量MZ＝０，横向磁化矢量MXY最大。

施加180°脉冲后，

施加90°脉冲后横向磁化矢量达到最大施加180°脉冲后的横向磁化分量为0

M与B０平行，但方向相反，横向磁化矢量MXY为零。

总之，施加90°、180°或其他角度的射频脉冲后，氢质子因接受了额外能量，其磁化矢量偏离了静磁场方向而转动90°、180°或其他角度，部分处于低能级的氢质子因吸收能量而跃迁到高能态，这一接收射频场电磁能的过程就称为磁共振的激励过程。

在激励过程中氢质子吸收了额外的电磁能，由低能态升入高能态，从而进入了磁共振的预备状态。

3.射频脉冲停止后（氢）质子状态

脉冲停止后，宏观磁化矢量又自发地回复到平衡状态，这个过程称之为“核磁弛豫”。

当90°脉冲停止后，M仍围绕B0轴旋转，M末端螺旋上升逐渐靠向B0。

90度脉冲停止后宏观磁化矢量的变化

在脉冲结束的一瞬间，M在XY平面上分量MXY达最大值，在Z轴上分量Mz为零。

当恢复到平衡时，纵向分量Mz重新出现，而横向分量MXY消失。

由于在弛豫过程中磁化矢量M强度并不恒定，纵、横向部分必须分开讨论。

弛豫过程用2个时间值描述，即纵向弛豫时间（T1）和横向弛豫时间（T2）。

   （１）纵向弛豫时间（T1）

90°脉冲停止后，纵向磁化矢量要逐渐恢复到平衡状态，测量时间距射频脉冲终止的时间越长，所测得纵向磁化矢量信号幅度就越大。

弛豫过程表现为一种指数曲线，T1值规定为Mz达到最终平衡状态63%的时间。

纵向弛豫时间T1横向弛豫时间T2

由于质子从射频波吸收能量，处于高能态的质子数目增加，T1弛豫是质子群通过释放已吸收的能量，以恢复原来高低能态平衡的过程，T1弛豫也称为自旋－晶格弛豫。

２．横向弛豫时间（T2）

   90°脉冲的一个作用是激励质子群使之在同一方位，同步旋进（相位一致），这时横向磁化矢量MXY值最大，但射频脉冲停止后，质子同步旋进很快变为异步，旋转方位也由同而异，相位由聚合一致变为丧失聚合而各异，磁化矢量相互抵消，MXY很快由大变小,最后趋向于零，称之为去相位。

横向磁化矢量衰减也表现为一种指数曲线，T2值规定为横向磁化矢量衰减到其原来值37％所用的时间。

   横向磁化矢量由大变小直至消失的原因是：

样品组织中有水分子，水分子的热运动持续产生磁场的小波动,周围磁环境的任何波动可造成质子共振频率的改变，使质子振动稍快或稍慢，使质子群由相位一致变为互异，即质子热运动的作用使质子间的旋进方位和频率互异，但无能量交换纵向弛豫。

这种弛豫也称为自旋-自旋弛豫。

二、核磁共振成像原理

1.磁共振信号 

  在弛豫过程中通过测定横向磁化矢量MXY可得知样品组织的磁共振信号。

横向磁化矢量MXY垂直并围绕主磁场B0以Larmor频率旋进，按法拉第定律，磁矢量MXY的变化使环绕在被测物体周围的接收线圈产生感应电动势，这个可以放大的感应电流即MR（核磁共振）信号。

90°脉冲后，由于受T1、T2的影响，磁共振信号以指数曲线形式衰减，称为自由感应衰减。

自由感应衰减信号傅立叶变换

磁共振信号的测量只能在垂直于主磁场的XY平面进行。

由于脉冲发射和接收样品组织原子核的共振信号不在同一时间，而射频脉冲和样品组织发生的共振信号的频率又是一致的，因此可用一个线圈兼作发射和接收。

   由于MXY指向或背向接收线圈，MR信号或正或负，横向磁化矢量转动，在接收线圈中出现周期性电流振荡，这些振荡为正弦波并逐渐阻尼（阻尼指信号幅度随时间减弱），幅度的变化可用信号演变来表示。

由于质子和质子的相互作用，自由感应衰减的时间为T2，质子和质子间的相互作用以及磁场不均匀性的影响，自由感应衰减的时间为T2′，T2′显著短于T2。

   在一个磁环境中，所有质子并非确切地有同样的共振频率。

在一个窄频率带，自由感应衰减信号代表叠加到一起的正弦振荡，用数学方法（傅里叶变换）可把这一振幅随时间而变化的函数变成振幅按频率分布而变化的函数，后者即MR波谱，振幅随时间而降低的正弦信号经傅里叶变换后用窄细的钟形波为代表。

由于振幅演变的起始值取决于横向磁矩，而该磁矩又取决于特定组织体素中受激励原子核的数目，因此波峰高度（信号强度）代表质子密度N（1H），如质子群为纯水且主磁场又很均匀，则质子群共振频率只有１个，钟形波为一直线。

如由于质子群的自旋－自旋作用及磁场不均匀性的影响，在频率域坐标上就不是一直线，而表现为一钟形波，其宽度与T2′成反比，即钟形波越宽，T2′越短，而钟形波最宽处为其共振频率。

2.梯度磁场

   前面所讨论的是处在均匀恒定磁场B0中的样品，在射频脉冲的作用下产生核磁共振，此时接收到的信号来自整个样品，并没有把它们按空间分布区分开来，无法用来成像。

为了实现核磁共振成像，必须把收集到的信号进行空间定位。

定位方法常用的主要有3种：

投影重建法、二维傅里叶变换法（2DFT）和三维傅里叶变换法（3DFT）。

以下主要介绍2DFT法。

   MRI扫描用的主磁体均匀度越高，影像质量则越好。

根据拉莫尔方程，在均匀的强磁场中，样品内质子群旋进频率由场强决定且是一致的，如在主磁场中再附加一个线性梯度磁场，由于被检物体各部位质子群的旋进频率可因磁感应强度的不同而有所区别，这样就可对被检体某一部位行MR成像。

因此，MRI空间定位靠的是梯度磁场，MRI的梯度磁场有3种：

选层梯度场Gz、频率编码梯度场Gx、相位编码梯度场Gy。

这些梯度场的产生是通过3对（X、Y、Z）梯度线圈通以电流产生的，可通过人为地分别控制它的通断实现成像所需要的梯度场。

   （１）选层梯度场Gz

   以横轴位（Z）断层为例，于主磁场B0再附加一个梯度磁场Gz，磁感应强度为Bz，则总的磁感应强度为B0+Bz，即沿Z轴方向自左到右磁感应强度不同，根据拉莫尔定律，被检者质子群在纵轴平面上（垂直于Z轴）被分割成一个个横向断面，且质子群有相同的旋进频率，如以这个频率的90°脉冲激励，就可在物体纵轴上选出横轴层面。

选层原理

（2）频率编码梯度场Gx

  以横轴位断层为例，在启动Gx选出被激励的横轴层面后，在采集信号的同时启动Gx梯度磁场，由于物体X轴的各质子群相对位置不同，其对应的磁场Gx也不同，磁感应强度较大处的体素共振频率比磁感应强度较弱处的体素要高一些，从而达到了按部位在X轴上进行频率编码的目的。

这时被激励平面发出的为一混合信号，用数学方法（傅里叶变换）区分出这一混合信号在频率编码梯度上不同的频率位置，则可在X轴上分出不同频率质子群的位置。

频率编码原理相位编码原理

  （3）.相位编码梯度场Gy

   在施加90°脉冲Gz梯度磁场后，人体相应的XY平面上质子群发生共振。

如果在采集信号以前启动Gy梯度，到采集信号时停止。

由于Gy梯度的作用，磁感应强度较大处的体素与磁感应强度较小处的体素相比，前者磁化矢量转动得快，后者转动得慢，从而使磁化矢量失去相位的一致性，其相位的改变取决于体素在垂直方向上的位置。

当Gy停止时，所有体素又以相同的速率转动，但Gy诱发的相位偏移依然存在，所以每一横排发出的信号之间相位不一致，通过以上Gx和Gy两路梯度的编码，一幅二维MRI影像由不同的频率和相位组合成的每个体素在矩阵中有其独特的位置，计算每个体素的灰度值就可形成一幅影像。

（4）断层厚度与梯度磁感应强度的关系

   MRI用的射频脉冲其频率并非很宽。

因此MRI完全一致，它有一个频率范围称作射频带宽。

射频脉冲越短，其带常用的短激励脉冲可选择断层面的厚度，断层面的厚度与带宽成正比。

而增加梯度场的磁感应强度可减薄断层的厚度。

但MRI的层厚是有一定限制的，一般为3～20mm。

MR影象的产生

3.脉冲序列与参数

   MRI是用磁共振信号来成像的，如果获取的信号大、噪音小，那么影像质量也好。

为了得到高质量的影像，在MRI系统中常通过使用不同的脉冲序列，来获得满足要求的影像。

目前常用3个扫描序列：

自旋回波序列（SE）、反转回复序列（IR）、梯度回波脉冲序列（GRE）。

各个扫描序列的影像信号强度均与氢质子密度成正比，由于自旋回波序列克服了静磁场不均匀性带来的弊端，能显示典型的T2加权像，而T2信息是病理学最早最敏感的指标，所以SE序列在MR扫描中占了主宰地位。

梯度场强度与射频带宽决定层厚自旋回波时间序列

1）.自旋回波序列（SE）

   为现今MR扫描最基本、最常用的脉冲序列。

先发射1个90°射频脉冲，90°脉冲停止后，开始出现磁共振信号，间隔T1时间后，再发射1个180°脉冲至测量回波的时间称作回波时间，用TE表示（TE=2T1），180°脉冲至下一个90°脉冲之间的时间为Ｔ′，重复这一过程，2个90°脉冲之间的时间称为重复时间，用TR表示。

   第1个90°射频脉冲使纵向磁化矢量M转到XY平面，由于磁场的不均匀性，构成Ｍxy值的质子群经受着或强或弱的磁波动，某些质子以较高频率旋进，90°脉冲后同步旋进的质子群很快变为异步，相位由一致变为分散，即失相位，Ｍxy即横向磁化矢量强度由大变小，最终到零。

加入180°脉冲后，使得相位离散的质子群绕Ｘ轴旋转180°，此时旋进快、慢不同的质子又以其原速度反向聚拢，使离散的相位趋于一致，Ｍxy由零又逐渐恢复到接近90°脉冲后的强度，TE达到最大值，如图所示。

180度相位重聚脉冲对自旋的作用

   180°脉冲前后Ｍxy的变化可用队列操练的例子来说明。

当班长对排得很整齐的一横列士兵发出跑步命令后，每个士兵各以自己不同的速度向前跑，班长喊立定时，各士兵所处位置不同，如班长再喊“向后转”（相当于180°脉冲），“跑步走”时，各个士兵又以自己原来的速度奔向起跑线，当班长以与第1次同样间隔的时间第2次喊立定时，士兵们肯定都处于原来的起跑线位置，只是方向相反。

自旋回波脉冲序列中的影像亮度、回波幅度不仅与受检组织的特殊参数即T1、T2和质子密度有关，而且与操作者选择的参数TR、TE有关。

MRI较CT可获得更多的信息。

物体不同组织不论它们是正常的还是异常的，有它们的各自的T1、T2以及质子密度值，这是MRI区分正常与异常以及诊断疾病的基础。

为了评判被检组织的各种参数，在操作中可通过调节重复时间TR、回波时间TE以突出某个组织特征的影像，这种影像被称作加权像。

把分别反映组织T1、T2和质子密度N（1H）特性的影像，相应称作T1加权像、T1加权像和N（1H）加权像。

（1）质子密度N（1H）加权像（PDW1）：

如选用比受检组织T1显著长的TR（1500～2500ms），那么磁化的质子群在下1个周期的90°脉冲到来时已全部得到恢复，这时回波信号幅度与组织T1无关，而与组织的质子密度和T2有关。

再选用比受检组织T2明显短的TE（15～20ms），则回波信号幅度与质子密度（即受检组织氢原子数量）有关，这种影像被称为质子密度加权像。

由于多数生物组织质子数量相差不大。

信号强度主要由T2决定。

（2）T2加权像（T2W2）：

如选择比受检组织T1显著长的TR（1500～2500ms），又选用与生物组织T2相似的时间为TE（90～120ms），则两个不同组织的T2信号强度差别明显，TE越长，这种差别越明显。

组织T1的与回波幅度的关系反转恢复序列时序图

（3）T1加权像（T1WI）：

因各种生物组织的纵向弛豫时间约500ms左右，如把重复时间TR定为500ms，则在下1个周期90°脉冲到来时，长T1的组织能量丢失少，纵向磁化矢量（MZ）恢复的幅度低，吸收的能量就少，其磁共振信号的幅度低，回波的幅度也低。

相反短T1组织能量大部分丢失，MZ接近完全恢复，幅度高。

下1个90°脉冲时将吸收大部分能量，磁共振信号高，回波幅度也高，信号强，如图5-23所示。

在T2W2的讨论中我们知道，TE越长，T2对信号的影响越大。

如T2对回波信号的影响可以忽略，对信号的影响主要是质子密度和T1，此时因选用的是短TR（500ms左右），回波信号反映的主要是组织不同的T1信号强度的差别，即T1加权像。

2）反转恢复脉冲序列（IR）

 该脉冲序列有利于测量T1，并几乎从扫描中删除了T2的作用，它可显示精细的解剖结构，如脑的灰白质。

扫描时，先给一180°脉冲，随后以与组织T1相似的间隔（500ms）再给一90°脉冲。

 180°脉冲使磁化矢量M由正Z轴转到负Z轴，因磁化矢量完全为纵向，无横向成分，不发出信号。

在180°脉冲激励后，磁矢量以组织T1弛豫速度沿正Z轴增长，500ms时磁矢量在Z轴增长的数量直接与组织T1有关，但不能直接测量。

为测量横向成分，需施加90°脉冲，该脉冲使磁矢量倒向XY平面，随后出现FID的强度与180°脉冲后组织的T1弛豫时间有关。

   FID信号虽可直接测量，但因90°脉冲的强能量爆发后难于测量再发出的信号，可在90°脉冲后迅速（如间隔10ms）再施加1个180°脉冲，如同标准的自旋回波序列那样出现FID的早期回波（20ms时）。

在扫描中以这种回波方式间接测量FID，有一定程度轻度T2作用的介入。

使用两个不同TR值的IR序列可测量T1值。

3）梯度回波脉冲序列（GRE）

   成像速度慢，检查时间长是MRI最主要的缺点，梯度回波脉冲序列既保持了影像较好的信噪比，又显著地缩短了检查时间。

在梯度回波脉冲序列中，采用小于90°的射频脉冲激励，在横向部分有相当大的磁化矢量，而纵向磁化矢量MZ的变动相对较小。

如30°脉冲可使50％的磁矢量倾倒到横向平面，而保留87％的纵向磁矢量，见图5-25。

30度射频脉冲时的磁化矢量及纵向磁化矢量

信号幅度分为纵、横向两部分，仅数十毫秒，MZ即可恢复到平衡状态。

因此，与传统的自旋回波序列相比，重复时间TR可明显缩短。

自旋回波序列90°脉冲后磁矢量M在XY平面最强，随后由于磁场不均匀及质子间的相互作用，相位很快分散，MR信号消失，施加180°脉冲后分散的相位再回归（相位一致），出现MR信号（回波）。

而梯度回波脉冲序列中，施加梯度磁场后造成质子群自旋频率的互异，很快丧失相位的一致，MR信号消失。

如再施加一个强度一样、时间相同、方向相反的梯度磁场，可使分散的相位重聚，原已消失的MR信号又复出现，在回波达到最高值时记录其信号。

这种用一个方向相反的梯度磁场代替180°脉冲产生回波的小角度激励成像方法，称梯度的回波序列。

三、MRIjx20台式磁共振成像仪硬件概述

MRIjx台式磁共振成像仪硬件结构框图

磁共振成像仪的工作原理可简单地描述如下：

在计算机的（脉冲序列）控制下，DDS（直接数字频率合成源）产生满足共振条件的射频信号，在波形调制信号的控制下调制成所需要的形状（方波或SINC波形），并送到射频功放系统进行功率放大后经发射频线圈发射并激发样品产生核磁共振。

在信号采集期间，射频线圈将对此核磁共振信号感应得到核磁共振信号,此信号为一自由感应衰减信号（FID）信号，此FID信号经前置放大后在二级放大板中与DDS产生的一等幅的射频信号进行混频后放大最后送入ADC（模数转换卡）进行数据采集与模数转换，采集的数据送入计算机进行相应处理就可得到核磁共振信号的谱线。

在二维磁共振成像序列中，还需要从脉冲序列发生器中发出三路梯度控制信号，分别经梯度功放后经由梯度线圈产生3个维度上的梯度磁场，起到对磁共振信号进行空间定位的作用，通过计算机处理获取的数据从而得到样品的2D（二维）图像。

MRIjx20台式磁共振成像仪虽然成像空间小，只能做试管样品，但其具有临床医用核磁共振成像系统的基本功能，硬件结构和软件系统与医用设备本质相同，是一台微型化的核磁共振成像设备。

【实验步骤】

一、系统开关机

使用NMIjx台式核磁共振成像仪时，“开机”和“关机”均必须严格按以下顺序操作：

1）开机：

①启动计算机；

②在计算机桌面上启动应用程序“核磁共振成像技术试验仪”；

③开启射频单元电源；开启射频单元后部的恒温系统电源；

④打开梯度放大器机箱电源开关。

2）关机：

①关闭梯度放大器机箱电源开关；

②关闭射频单元电源；

③退出应用程序“核磁共振成像技术试验仪”；

④关闭计算机。

二、自旋回波成像：

1）开机：

①启动计算机；

②在计算机桌面上启动应用程序“核磁共振成像技术试验仪”；

③将装有10mm高大豆油的样品管小心放置入磁体柜上方样品孔内；

④开启射频单元电源；开启射频单元后部的恒温系统电源；

⑤打开梯度放大器机箱电源开关。

2.运行“核磁共振成像技术试验仪”软件，进入到软件操作界面；

3.将装有10mm高大豆油的样品管小心放置入磁体柜上方样品孔内；

4.点击操作界面菜单栏中“MRIjx”，会出现原来已保存的图形，点击菜单栏中“New”，在出现的对话框中选择“软脉冲Fid（S-SPID）”，单击“OK”；

5.设置中心频率：

1）选菜单栏中“ZG（累加）”选项；

2）累加停止后，点击“FFT”（快速傅立叶变换），在对话框中S1参数选择：

8192，点击“OK”；

3）出现FFT变换的共振曲线图形后，点击左边菜单栏中“一维处理”，在对话框中点击“

”选项，移动到曲线峰值左右附近分别单击，选择一定峰值宽度；

4）点击左边菜单栏中“设置中心频率”选项，移动鼠标到曲线峰值中心频率处单击，在对话框“下次采样时，确定该点为谱图的中心吗？

中单击“OK”；

5）再次选菜单栏中“ZG（累加）”选项，重复2）、3）、4）步骤3-4次，完成设置中心频率的操作；

6.确定900软脉冲和1800软脉冲对应的宽度值（RFAmP1）：

1）点击菜单栏中“采样”，在下拉菜单栏中，点击“显示模数据”此时参数设置为；

参数

参数值

参数

参数值

RFAmP1（%）

1.0