一、磁共振信号
在弛豫过程中通过测定横向磁化矢量Ｍｘｙ 可得知生物组织的磁共振信号。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的变化使环绕在人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（ free induction decay，ＦＩＤ），如图5-14。
图5-14 自由感应衰减信号
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生物组织原子核的共振信号不在同一时间，而射频脉冲和生物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（spin-spin），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Ｔ′2，Ｔ′２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，见图5-15。
图5-15 傅立叶变换
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（voxel）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（Ｈ），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，在频率域座标上就不是一直线，而表现为一钟形波，其宽度与Ｔ′２成反比，即钟形波越宽，Ｔ′２越短，而钟形波最宽处为其共振频率。
二、梯度磁场
前面我们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。如前述，根据拉莫尔方程，在均匀的强磁场中，生物体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，
图5-16 选层原理
且质子群有相同的旋进频率，如以这个频率的90°脉冲激励，就可在人体纵轴上选出横轴层面，如图5-16。
２．频率编码梯度场Ｇｘ
以横轴位断层为例，在启动Ｇｚ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，由于人体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，如图5-17所示。
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，
图5-17 频率编码原理
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，如图5-18所示。
图5-18 相位编码原理
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。如图5-19所示。
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越宽。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，如图5-20所示。但ＭＲＩ的层厚是有一定限制的，一般为３～20ｍｍ 。
图5-19 MR影象的产生
三、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，来获得满足临床诊断要求的影像。目前临床上常用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
图5-20 梯度场强度与射频带宽决定层厚
最敏感的指标，所以ＳＥ序列在ＭＲ扫描中占了主宰地位，以下详细介绍ＳＥ 序列的扫描过程。
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，其序列图见图5-21。
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Ｔi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 ＝2Ti），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5-22所示。
180°脉冲前后Ｍｘｙ的变化可用队
图5-21 自旋回波时间序列
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。
图5-22 180度相位重聚脉冲对自旋的作用
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。人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（weighted image, ＷＩ）。把分别反映组织T1、T2和质子密度Ｎ（Ｈ）特性的影像，相应称作T１加权像、T２加权像和N（H）加权像。
（1）质子密度N（H）加权像 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，有些文献中也将质子密度加权像称作轻度Ｔ２加权像。
（２）Ｔ２加权像（Ｔ２ＷＩ） 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。
（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，
图5-23 组织T1的与回波幅度的关系
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Ｔ２ＷＩ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。
图5-24 反转恢复序列时序图
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，见图5-24。
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（20 ｍｓ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。
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。