1、核磁共振成像實驗【目的要求】1 .學習和了解核磁共振原理和核磁共振成像原理；2 .掌握MRIjx核磁共振成像儀的結構、原理、調試和操作過程；【儀器用具】MRIjx核磁共振成像儀、計算機、樣品（油）【原理】磁共振成像（MRI）是利用射頻電磁波（脈沖序列）對置于靜磁場B0中的含有自旋不為零的原子核（1H）的物質進行激發，發生核磁共振，用感應線圈檢測技術獲得物質的組織馳豫信息和氫質子密度信息（采集共振信號），用梯度磁場進行空間定位、通過圖像重建，形成磁共振圖像的方法和技術。具體的講，核磁共振是利用核磁共振現象獲取分子結構、樣品內部結構信息的技術。當具有自旋的原子核的磁矩處于靜止外磁場中時會產生進動和

2、能級分裂。在交變磁場作用下，自旋的原子核會吸收特定頻率的無線電射頻電磁波，從較低的能級躍遷到較高能級。在停止射頻脈沖后，原子核按特定頻率發出射電信號，并將吸收的能量釋放出來，被物體外的接受器收錄，經電子計算機處理獲得圖像，這就是做核磁共振成像過程。MRI的特點：具有較高的物質組織對比度和組織分辨力，對軟組織分辨率極佳，能清晰地顯示軟組織、軟骨結構，解剖結構和醫學上的病變形態，顯示清楚、逼真。多方位成像，能對被檢查部位進行橫斷面、冠狀面、矢狀面以及任何斜面成像。多參數成像，獲取Ti加權成像（TiWI）:T2加權成像（T2W2）、質子密度加權成像（PDW1）,在影像上取得物質的組織之間、組織與變化

3、之間Ti、T2和PD的信號對比，在醫學上對顯示解剖結構和病變敏感。能進行形態學、功能、組織化學和生物化學方面的研究。以射頻脈沖作為成像的能量源，不使用電離輻射，對人體安全、無創。一、核磁共振原理產生核磁共振信號必須滿足三個基本條件：（1）能夠產生共振躍遷的原子核；（2）恒定的靜磁場（外磁場、主磁場）Bo；（3）產生一定頻率電磁波的交變磁場，射頻磁場（RF）;即：“核”：共振躍遷的原子核；“磁”：主磁場Bo和射頻磁場RF;“共振”：當射頻磁場的頻率與原子核進動的頻率一致時原子核吸收能量，發生能級間的共振躍遷。1.原子核的自旋和磁矩原子核由質子和中子組成，原子核有自旋運動，可以粗略的理解為原子核繞

4、自身的軸向高速旋轉的運動，對應有確定的自旋角動量，反映了原子核的內稟特性。自旋的大小與原子核中的核子數及其分布有關，質子數和中子數均為偶數的原子核，自旋量子數I=0,質量數為奇數的原子核，自旋量子數為半整數，質量數為偶數，質子數為奇數的原子核，自旋量子數為整數。原子核自旋角動量的具體數值由原子核的自旋量子數I決定，Ii=，I（I+1尸。原子核具有電荷分布，自旋時形成循環電流，產生磁場，形成磁矩，磁矩的方向與自旋角動量方向一致，大小P是角動量，尸是磁旋比，等于核的磁矩和角動量的比值，是各種原子核的特征常數當原子核處于外磁場中時，若原子核磁矩與外加磁場方向不同，則原子核的磁矩會繞外磁場方向旋轉，與

5、陀螺的運動相似，稱為進動。進動的快慢（頻率）遵循拉莫爾公式：00=2仙0=七0,在確定的外磁場B0情況下，原子核的進動頻率是一定的。氫原子核在不同磁場中的進動頻率是不同的，如主磁場Bo為1.0T時，氫原子核的進動頻率為42.6MHz。原子核磁矩的進動氫原子核（質子）在外磁場中的取向不同原子核的磁矩在外磁場中的取向是量子化的，自旋量子數為I的原子核在外磁場作用下只可能有2I+1個取向，每一個取向都可以用一個自旋磁量子數m來表示，m與I之間的關系是：m=I,I-1,I-2-10原子核的磁矩在外磁場中的每一種取向都代表了核在該磁場中的一種能量狀態，能級能量為E=m跖o/I。在天然同位素中，以氫原子核

6、1H（質子）的丫值最大（42.6MHZ/T）,因此檢測靈敏度最高，所以目前核磁共振首選質子（1H）。1H（質子）的自旋量子數I=1/2,自旋磁量子數m=±1/2,即氫原子核在外磁場中只有兩種取向，代表了兩種不同的能級。當m=-1/2時，磁矩與外磁場順向排列，E=-Bo,能量較低，m=1/2時，磁矩與外磁場逆向排列，E=Bo,能量較高，能量差為：AE=2NBo。因為N=¥"I,Bo=2Mo/L刈=42兀，能級差為AE=2Ihvo01H的I=1/2,所以1H的兩個能級差為EE=hvo。原子核的磁矩處于靜止外磁場中產生能級分裂當再加一個高頻磁場（射頻）并使射頻的輻射能等

7、于1H的能級差時，即E射=h歲射=&E=h%,處于低能級的1H核吸收AE的能量躍遷到高能級上，發生1H的核磁共振現象。因此，1H發生核磁共振的條件是必須使射頻的頻率等于1H的進動頻率，v射=v0=o2二而要使v射=v0,可以采用兩種方法。一種是固定磁場強度B0,逐漸改變電磁波的輻射頻率V射，進行掃描，當使V射=¥0時，V射與B0匹配，發生核磁共振;另一種方法是固定輻射波的輻射頻率V射，然后從低到高逐漸改變磁場強度B。，即改變V0,當風與戈射匹配時，"射=Y0,也會發生核磁共振。這種方法稱為掃場。一般儀器都采用掃場的方法。2 .施加射頻脈沖后（氫）質子狀態在外磁場的作

8、用下，1H核傾向于與外磁場取順向的排列，所以處于低能態的核數目比處于高能態的核數目多，出現與主磁場B。方向一致的凈宏觀磁矩（或稱為宏觀磁化矢量）Mo但由于兩個能級之間能差很小，前者比后者只占微弱的優勢。在低能態與高能態之間核的數目會達到動態平衡，稱為“熱平衡”狀態。射頻脈沖作用質子磁矩后的進動路徑及到達的位置熱平衡狀態中的氫質子，被施以頻率與質子進動頻率一致的射頻脈沖時，將破壞原來的熱平衡狀態，將誘發兩種能態間的質子產生能態躍遷，被激勵的質子從低能態躍遷到高能態，出現核磁共振。受到射頻脈沖激勵的質子群偏離原來的平衡狀態而發生變化，具變化程度取決于所施加射頻脈沖的強度和時間。施加的射頻脈沖越強，

9、持續時間越長，在射頻脈沖停止時，M離開其平衡狀態B。越遠。在MRI技術中使用較多的是90°、1800射頻脈沖。施加90°脈沖時，宏觀磁化矢量M以螺旋運動的形式離開其原來的平衡狀態，脈沖停止時，M垂直于主磁場B。如用以B。為Z軸方向的直角座標系表示M,則宏觀磁化矢量M平行于XY平面，而縱向磁化矢量Mz=0,橫向磁化矢量Mxy最大。施加180°脈沖后，14施加90°脈沖后橫向磁化矢量達到最大施加180°脈沖后的橫向磁化分量為0M與B。平行，但方向相反，橫向磁化矢量Mxy為零。總之，施加90。、180。或其他角度的射頻脈沖后，氫質子因接受了額外能量，

10、其磁化矢量偏離了靜磁場方向而轉動90°、180°或其他角度，部分處于低能級的氫質子因吸收能量而躍遷到高能態，這一接收射頻場電磁能的過程就稱為磁共振的激勵過程。在激勵過程中氫質子吸收了額外的電磁能，由低能態升入高能態，從而進入了磁共振的預備狀態。3 .射頻脈沖停止后（氫）質子狀態脈沖停止后，宏觀磁化矢量又自發地回復到平衡狀態，這個過程稱之為核磁弛豫”。當90脈沖停止后，M仍圍繞B。軸旋轉，M末端螺旋上升逐漸靠向B0O90度脈沖停止后宏觀磁化矢量的變化在脈沖結束白一瞬間，M在XY平面上分量Mxy達最大值，在Z軸上分量Mz為零。當恢復到平衡時，縱向分量Mz重新出現，而橫向分量Mx

11、y消失。由于在弛豫過程中磁化矢量M強度并不恒定，縱、橫向部分必須分開討論。弛豫過程用2個時間值描述，即縱向弛豫時間（Ti）和橫向弛豫時間（T2）o（1）縱向弛豫時間（Ti）90°脈沖停止后，縱向磁化矢量要逐漸恢復到平衡狀態，測量時間距射頻脈沖終止的時間越長，所測得縱向磁化矢量信號幅度就越大。弛豫過程表現為一種指數曲線，Ti值規定為Mz達到最終平衡狀態63%的時間。時間縱向弛豫時間Ti時間橫向弛豫時間T2由于質子從射頻波吸收能量，處于高能態的質子數目增加，Ti弛豫是質子群通過釋放已吸收的能量，以恢復原來高低能態平衡的過程，Ti弛豫也稱為自旋一品格弛豫。2.橫向弛豫時間（T290。脈沖的

12、一個作用是激勵質子群使之在同一方位，同步旋進（相位一致），這時橫向磁化矢量Mxy值最大，但射頻脈沖停止后，質子同步旋進很快變為異步，旋轉方位也由同而異，相位由聚合一致變為喪失聚合而各異，磁化矢量相互抵消，Mxy很快由大變小，最后趨向于零，稱之為去相位。橫向磁化矢量衰減也表現為一種指數曲線，T2值規定為橫向磁化矢量衰減到其原來值37%所用的時間。橫向磁化矢量由大變小直至消失的原因是：樣品組織中有水分子，水分子的熱運動持續產生磁場的小波動，周圍磁環境的任何波動可造成質子共振頻率的改變，使質子振動稍快或稍慢，使質子群由相位一致變為互異，即質子熱運動的作用使質子間的旋進方位和頻率互異，但無能量交換縱向

13、弛豫。這種弛豫也稱為自旋-自旋弛豫。二、核磁共振成像原理1 .磁共振信號在弛豫過程中通過測定橫向磁化矢量MXY可得知樣品組織的磁共振信號。橫向磁化矢量Mxy垂直并圍繞主磁場B0以Larmor頻率旋進，按法拉第定律，磁矢量Mxy的變化使環繞在被測物體周圍的接收線圈產生感應電動勢，這個可以放大的感應電流即MR（核磁共振）信號。90°脈沖后，由于受Ti、T2的影響，磁共振信號以指數曲線形式衰減，稱為自由感應衰減。自由感應衰減信號傅立葉變換磁共振信號的測量只能在垂直于主磁場的XY平面進行。由于脈沖發射和接收樣品組織原子核的共振信號不在同一時間，而射頻脈沖和樣品組織發生的共振信號的頻率又是一致

14、的，因此可用一個線圈兼作發射和接收。由于Mxy指向或背向接收線圈，MR信號或正或負，橫向磁化矢量轉動，在接收線圈中出現周期性電流振蕩，這些振蕩為正弦波并逐漸阻尼（阻尼指信號幅度隨時間減弱），幅度的變化可用信號演變來表示。由于質子和質子的相互作用，自由感應衰減的時間為T2,質子和質子間的相互作用以及磁場不均勻性的影響，自由感應衰減的時間為T2',T2'顯著短于T20在一個磁環境中，所有質子并非確切地有同樣的共振頻率。在一個窄頻率帶，自由感應衰減信號代表疊加到一起的正弦振蕩，用數學方法（傅里葉變換）可把這一振幅隨時間而變化的函數變成振幅按頻率分布而變化的函數，后者即MR波譜，振幅隨

15、時間而降低的正弦信號經傅里葉變換后用窄細的鐘形波為代表。由于振幅演變的起始值取決于橫向磁矩，而該磁矩又取決于特定組織體素中受激勵原子核的數目，因此波峰高度（信號強度）代表質子密度N（1H）,如質子群為純水且主磁場又很均勻，則質子群共振頻率只有1個，鐘形波為一直線。如由于質子群的自旋-自旋作用及磁場不均勻性的影響，在頻率域坐標上就不是一直線，而表現為一鐘形波，其寬度與T2'成反比，即鐘形波越寬，T2'越短，而鐘形波最寬處為其共振頻率。2 .梯度磁場前面所討論的是處在均勻恒定磁場B0中的樣品，在射頻脈沖的作用下產生核磁共振，此時接收到的信號來自整個樣品，并沒有把它們按空間分布區分開

16、來，無法用來成像。為了實現核磁共振成像，必須把收集到的信號進行空間定位。定位方法常用的主要有3種：投影重建法、二維傅里葉變換法（2DFT）和三維傅里葉變換法（3DFT）。以下主要介紹2DFT法。MRI掃描用的主磁體均勻度越高，影像質量則越好。根據拉莫爾方程，在均勻的強磁場中，樣品內質子群旋進頻率由場強決定且是一致的，如在主磁場中再附加一個線性梯度磁場，由于被檢物體各部位質子群的旋進頻率可因磁感應強度的不同而有所區別，這樣就可對被檢體某一部位行MR成像。因此，MRI空間定位靠的是梯度磁場，MRI的梯度磁場有3種：選層梯度場Gz、頻率編碼梯度場Gx、相位編碼梯度場Gy。這些梯度場的產生是通過3對（

17、X、Y、Z）梯度線圈通以電流產生的，可通過人為地分別控制它的通斷實現成像所需要的梯度場。（1）選層梯度場Gz以橫軸位（Z）斷層為例，于主磁場B0再附加一個梯度磁場Gz,磁感應強度為Bz,則總的磁感應強度為Bo+Bz,即沿Z軸方向自左到右磁感應強度不同，根據拉莫爾定律，被檢者質子群在縱軸平面上（垂直于Z軸）被分割成一個個橫向斷面，且質子群有相同的旋進頻率，如以這個頻率的90°脈沖激勵，就可在物體縱軸上選出橫軸層面。（2）頻率編碼梯度場Gx以橫軸位斷層為例，在啟動Gx選出被激勵的橫軸層面后，在采集信號的同時啟動Gx梯度磁場，由于物體X軸的各質子群相對位置不同，其對應的磁場Gx也不同，磁感

18、應強度較大處的體素共振頻率比磁感應強度較弱處的體素要高一些，從而達到了按部位在X軸上進行頻率編碼的目的。這時被激勵平面發出的為一混合信號，用數學方法（傅里葉變換）區分出這一混合信號在頻率編碼梯度上不同的頻率位置，則可在X軸上分出不同頻率質子群的位置。4頻率編碼原理相位編碼原理(3),相位編碼梯度場Gy在施加90°脈沖Gz梯度磁場后，人體相應的XY平面上質子群發生共振。如果在采集信號以前啟動Gy梯度，到采集信號時停止。由于Gy梯度的作用，磁感應強度較大處的體素與磁感應強度較小處的體素相比，前者磁化矢量轉動得快，后者轉動得慢，從而使磁化矢量失去相位的一致性，其相位的改變取決于體素在垂直方

19、向上的位置。當Gy停止時，所有體素又以相同的速率轉動，但Gy誘發的相位偏移依然存在，所以每一橫排發出的信號之間相位不一致，通過以上Gx和Gy兩路梯度的編碼，一幅二維MRI影像由不同的頻率和相位組合成的每個體素在矩陣中有其獨特的位置，計算每個體素的灰度值就可形成一幅影像。(4)斷層厚度與梯度磁感應強度的關系MRI用的射頻脈沖其頻率并非很寬。因此MRI完全一致，它有一個頻率范圍稱作射頻帶寬。射頻脈沖越短，其帶常用的短激勵脈沖可選擇斷層面的厚度，斷層面的厚度與帶寬成正比。而增加梯度場的磁感應強度可減薄斷層的厚度。但MRI的層厚是有一定限制的，一般為320mm。M做象的產生3,脈沖序列與參數MRI是用

20、磁共振信號來成像的，如果獲取的信號大、噪音小，那么影像質量也好。為了得到高質量的影像，在MRI系統中常通過使用不同的脈沖序列，來獲得滿足要求的影像。目前常用3個掃描序列：自旋回波序列（SE）、反轉回復序列（IR）、梯度回波脈沖序列（GRE）。各個掃描序列的影像信號強度均與氫質子密度成正比，由于自旋回波序列克服了靜磁場不均勻性帶來的弊端，能顯示典型的T2加權像，而T2信息是病理學最早最敏感的指標，所以SE序列在MR掃描中占了主宰地位。180。WDI90。梯度場強度與射頻帶寬決定層厚自旋回波時間序列1）.自旋回波序列（SE）先發射1個90°射頻脈沖，900為現今MR掃描最基本、最常用的脈

21、沖序列脈沖停止后，開始出現磁共振信號，間隔Ti時間后，再發射1個180°脈沖至測量回波的時間稱作回波時間，用TE表示（TE=2T1）,180°脈沖至下一個90°脈沖之間的時間為T重復這一過程，2個90°脈沖之間的時間稱為重復時間，用TR表示。第1個900射頻脈沖使縱向磁化矢量M轉到XY平面，由于磁場的不均勻性，構成Mxy值的質子群經受著或強或弱的磁波動，某些質子以較高頻率旋進，900脈沖后同步旋進的質子群很快變為異步，相位由一致變為分散，即失相位，Mxy即橫向磁化矢量強度由大變小，最終到零。加入180。脈沖后，使得相位離散的質子群繞X軸旋轉180。，此時

22、旋進快、慢不同的質子又以其原速度反向聚攏，使離散的相位趨于一致，Mxy由零又逐漸恢復到接近90脈沖后的強度，TE達到最大值，如圖所示。180度相位重聚脈沖對自旋的作用180°脈沖前后Mxy的變化可用隊列操練的例子來說明。當班長對排得很整齊的一橫列士兵發出跑步命令后，每個士兵各以自己不同的速度向前跑，班長喊立定時，各士兵所處位置不同，如班長再喊向后轉”（相當于180°脈沖），跑步走;時，各個士兵又以自己原來的速度奔向起跑線，當班長以與第1次同樣間隔的時間第2次喊立定時，士兵們肯定都處于原來的起跑線位置，只是方向相反。自旋回波脈沖序列中的影像亮度、回波幅度不僅與受檢組織的特殊參

23、數即Ti、T2和質子密度有關，而且與操作者選擇的參數TR、TE有關。MRI較CT可獲得更多的信息。物體不同組織不論它們是正常的還是異常的，有它們的各自的Ti、T2以及質子密度值，這是MRI區分正常與異常以及診斷疾病的基礎。為了評判被檢組織的各種參數，在操作中可通過調節重復時間TR、回波時間TE以突出某個組織特征的影像，這種影像被稱作加權像。把分別反映組織Ti、T2和質子密度N(1H)特性的影像，相應稱作Ti加權像、Ti加權像和N(1H)加權像。(D質子密度N(iH)加權像(PDWi):如選用比受檢組織Ti顯著長的TR(i5002500ms),那么磁化的質子群在下i個周期的90°脈沖到

24、來時已全部得到恢復，這時回波信號幅度與組織Ti無關，而與組織的質子密度和T2有關。再選用比受檢組織T2明顯短的TE(i520ms),則回波信號幅度與質子密度(即受檢組織氫原子數量)有關，這種影像被稱為質子密度加權像。由于多數生物組織質子數量相差不大。信號強度主要由T2決定。(2) T2加權像(T2W2):如選擇比受檢組織Ti顯著長的TR(i5002500ms),又選用與生物組織T2相似的時間為TE(90i20ms),則兩個不同組織的T2信號強度差別明顯，TE越長，這種差別越眺。回波HD組織Ti的與回波幅度的關系反轉恢復序列時序圖(3) Ti加權像(TiWI):因各種生物組織的縱向弛豫時間約50

25、0ms左右，如把重復時間TR定為500ms,則在下i個周期90°脈沖到來時，長Ti的組織能量丟失少，縱向磁化矢量(Mz)恢復的幅度低，吸收的能量就少，其磁共振信號的幅度低，回波的幅度也低。相反短Ti組織能量大部分丟失，Mz接近完全恢復，幅度高。下i個90。脈沖時將吸收大部分能量，磁共振信號高，回波幅度也高，信號強，如圖5-23所示。在T2W2的討論中我們知道，TE越長，T2對信號的影響越大。如T2對回波信號的影響可以忽略，對信號的影響主要是質子密度和Ti,此時因選用的是短TR(500ms左右)，回波信號反映的主要是組織不同的Ti信號強度的差別，即Ti加權像。2)反轉恢復脈沖序列(IR

26、)該脈沖序列有利于測量Ti,并幾乎從掃描中刪除了T2的作用，它可顯示精細的解剖結構，如腦的灰白質。掃描時，先給一i80°脈沖，隨后以與組織Ti相似的間隔(500ms)再名&一90°脈沖。180°脈沖使磁化矢量M由正Z軸轉到負Z軸，因磁化矢量完全為縱向，無橫向成分，不發出信號。在180°脈沖激勵后，磁矢量以組織Ti弛豫速度沿正Z軸增長，500ms時磁矢量在Z軸增長的數量直接與組織Ti有關，但不能直接測量。為測量橫向成分，需施加90°脈沖，該脈沖使磁矢量倒向XY平面，隨后出現FID的強度與180°脈沖后組織的Ti弛豫時間有關。FI

27、D信號雖可直接測量，但因90°脈沖的強能量爆發后難于測量再發出的信號，可在90°脈沖后迅速（如間隔10ms）再施加1個180°脈沖，如同標準的自旋回波序列那樣出現FID的早期回波（20ms時）。在掃描中以這種回波方式問接測量FID,有一定程度輕度T2作用的介入。使用兩個不同TR值的IR序列可測量T1值。3）梯度回波脈沖序列（GRE）成像速度慢，檢查時間長是MRI最主要的缺點，梯度回波脈沖序列既保持了影像較好的信噪比，又顯著地縮短了檢查時間。在梯度回波脈沖序列中，采用小于90°的射頻脈沖激勵，在橫向部分有相當大的磁化矢量，而縱向磁化矢量Mz的變動相對較小。

28、如30°脈沖可使50%的磁矢量傾倒到橫向平面，而保留87%的縱向磁矢量，見圖5-25。30度射頻脈沖時的磁化矢量及縱向磁化矢量信號幅度分為縱、橫向兩部分，僅數十毫秒，Mz即可恢復到平衡狀態。因此，與傳統的自旋回波序列相比，重復時間TR可明顯縮短。自旋回波序列90°脈沖后磁矢量M在XY平面最強，隨后由于磁場不均勻及質子間的相互作用，相位很快分散，MR信號消失，施加180°脈沖后分散的相位再回歸（相位一致）：出現MR信號（回波）。而梯度回波脈沖序列中，施加梯度磁場后造成質子群自旋頻率的互異，很快喪失相位的一致，MR信號消失。如再施加一個強度一樣、時間相同、方向相反的梯

29、度磁場，可使分散的相位重聚，原已消失的MR信號又復出現，在回波達到最高值時記錄其信號。這種用一個方向相反的梯度磁場代替180°脈沖產生回波的小角度激勵成像方法，稱梯度的回波序列。三、MRIjx20臺式磁共振成像儀硬件概述時顆功般*梯度線國''r二_1.抨k1譜儀系統L領率源IiT數模轉換|*梯度i功放ijf輸入輸出口lI1舊模數轉撰hi_毅放大丁IRFJI.關一射頻言峭：葉境外向前置放大MRIjx臺式磁共振成像儀硬件結構框圖磁共振成像儀的工作原理可簡單地描述如下：在計算機的（脈沖序列）控制下，DDS直接數字頻率合成源）產生滿足共振條件的射頻信號，在波形調制信號的控制下

30、調制成所需要的形狀（方波或SINCM形），并送到射頻功放系統進行功率放大后經發射頻線圈發射并激發樣品產生核磁共振。在信號采集期間，射頻線圈將對此核磁共振信號感應得到核磁共振信號，此信號為一自由感應衰減信號（FID）信號，此FID信號經前置放大后在二級放大板中與DD貨生的一等幅的射頻信號進行混頻后放大最后送入ADC（模數轉換卡）進行數據采集與模數轉換，采集的數據送入計算機進行相應處理就可得到核磁共振信號的譜線。在二維磁共振成像序列中，還需要從脈沖序列發生器中發出三路梯度控制信號，分別經梯度功放后經由梯度線圈產生3個維度上的梯度磁場，起到對磁共振信號進行空間定位的作用，通過計算機處理獲取的數據從而

31、得到樣品的2D（二維）圖像。MRIjx20臺式磁共振成像儀雖然成像空間小，只能做試管樣品，但其具有臨床醫用核磁共振成像系統的基本功能，硬件結構和軟件系統與醫用設備本質相同，是一臺微型化的核磁共振成像設備。【實驗步驟】一、系統開關機使用NMIjx臺式核磁共振成像儀時，開機”和關機”均必須嚴格按以下順序操作：1）開機：啟動計算機；在計算機桌面上啟動應用程序“核磁共振成像技術試驗儀”；開啟射頻單元電源；開啟射頻單元后部的恒溫系統電源；打開梯度放大器機箱電源開關。2）關機：關閉梯度放大器機箱電源開關；關閉射頻單元電源；退出應用程序“核磁共振成像技術試驗儀”；關閉計算機。二、自旋回波成像：1）開機：啟動

32、計算機；在計算機桌面上啟動應用程序“核磁共振成像技術試驗儀”；將裝有10mm高大豆油的樣品管小心放置入磁體柜上方樣品孔內；開啟射頻單元電源；開啟射頻單元后部的恒溫系統電源；打開梯度放大器機箱電源開關。2 .運行“核磁共振成像技術試驗儀”軟件，進入到軟件操作界面；3 .將裝有10mm高大豆油的樣品管小心放置入磁體柜上方樣品孔內；4 .點擊操作界面菜單欄中“MRIjx”，會出現原來已保存的圖形，點擊菜單欄中“New”，在出現的對話框中選擇“軟脈沖Fid（S-SPID）”，單擊“OK”；5 .設置中心頻率：1）選菜單欄中“ZG（累加）”選項；2）累加停止后，點擊“FFT”（快速傅立葉變換），在對話框

33、中S1參數選擇：8192,點擊“OK”；3）出現FFT變換的共振曲線圖形后，點擊左邊菜單欄中“一維處理”，在對話框中點擊選項，移動到曲線峰值左右附近分別單擊，選擇一定峰值寬度；4）點擊左邊菜單欄中“設置中心頻率”選項，移動鼠標到曲線峰值中心頻率處單擊，在對話框“下次采樣時，確定該點為譜圖的中心嗎？中單擊“OK”；5）再次選菜單欄中“ZG（累加）”選項，重復2）、3）、4）步驟3-4次，完成設置中心頻率的操作；6 .確定900軟脈沖和1800軟脈沖對應的寬度值（RFAmP1）:1）點擊菜單欄中“采樣”，在下拉菜單欄中，點擊“顯示模數據”此時參數設置為；參數參數值參數參數值RFAmP1(%)1.0DFW(KHz)30SP1(1200SF1(MHz)23D3(100O1(KHz)320.464D0(1000RG2TD1024NS4SW(KHz)100DS102）點擊菜單欄中“GS（單次采樣）；3）手動修改RFAmP1（%）,設置Pi值從1逐漸增大，可觀察到信號波形峰值先會逐漸增大，然后信號波形峰值會逐漸減小的現象，