在弛豫過程中通過測定橫向磁化矢量Mxy 可得知生物組織的磁共振信號。橫向磁化矢量Mxy垂直並圍繞 主磁場B0以Larmor頻率旋進，按法拉第定律，磁矢量Mxy的變化使環繞在人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信號。90°脈衝後，由於受T1、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( free induction decay，FID)，如圖5-14。
圖5-14 自由感應衰減信號
磁共振信號的測量只能在垂直於主磁場的XY平面進行。由於脈衝發射和接收生物組織原子核的共振信號不在同一時間，而射頻脈衝和生物組織發生的共振信號的頻率又是一致的，因此,可用一個線圈兼作發射和接收。
由於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，這些振蕩為正弦波並逐漸阻尼(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。由於質子和質子的相互作用(spin-spin)，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T′2，T′2顯著短於T2。
在一個磁環境中，所有質子並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(傅立葉變換)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，後者即MR波譜，見圖5-15。
圖5-15 傅立葉變換
振幅隨時間而降低的正弦信號經傅立葉變換後用窄細的鐘形波為代表。由于振幅演變的起始值取決於橫向磁矩，而該磁矩又取決於特定組織體素(voxel)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(H)，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。如由於質子群的自旋-自旋作用及磁場不均勻性的影響，在頻率域座標上就不是一直線，而表現為一鐘形波，其寬度與T′2成反比，即鐘形波越寬，T′2越短，而鐘形波最寬處為其共振頻率。
前面我們所討論的是處在均勻恆定磁場B0中的樣品，在射頻脈衝的作用下產生核磁共振，此時接收到的信號來自整個樣品，並沒有把它們按空間分布區分開來，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、二維傅立葉變換法(2DFT)和三維傅立葉變換法(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。如前述，根據拉莫爾方程，在均勻的強磁場中，生物體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，由於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(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。
以橫軸位(Z)斷層為例，於主磁場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B0+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(垂直於Z軸)被分割成一個個橫向斷面，
圖5-16 選層原理
且質子群有相同的旋進頻率，如以這個頻率的90°脈衝激勵，就可在人體縱軸上選出橫軸層面，如圖5-16。
以橫軸位斷層為例，在啟動Gz選出被激勵的橫軸層面後，在採集信號的同時啟動Gx梯度磁場，由於人體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(傅立葉變換)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，如圖5-17所示。
在施加90°脈衝Gz梯度磁場後，人體相應的XY平面上質子群發生共振。如果在採集信號以前啟動Gy梯度，到採集信號時停止。由於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，後者轉動得慢，從而使磁化矢量失去相位的一致性，其相位的改變取決於體素 在垂直方向上的位置。當Gy停止時，所有體素又以相同的速率轉動，
圖5-17 頻率編碼原理
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，如圖5-18所示。
圖5-18 相位編碼原理
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。如圖5-19所示。
MRI用的射頻脈衝其頻率並非越寬。因此MRI完全一致，它有一個頻率範圍稱作射頻帶寬。射頻脈衝越短，其帶常用的 短激勵脈衝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，如圖5-20所示。但MRI的層厚是有一定限制的，一般為3～20mm 。
圖5-19 MR影象的產生
MRI是用磁共振信號來成像的，如果獲取的信號大、噪音小，那麼影像質量也好。為了得到高質量的影像，在MRI系統中常通過使用不同的脈衝序列，來獲得滿足臨床診斷要求的影像。目前臨床上常用3個掃描序列：自旋迴波序列(SE)、反轉回復序列(IR)、梯度回波脈衝序列(GRE)。各個掃描序列的影像信號強度均與氫質子密度成正比，由於自旋迴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
圖5-20 梯度場強度與射頻帶寬決定層厚
最敏感的指標，所以SE序列在MR掃描中佔了主宰地位，以下詳細介紹SE 序列的掃描過程。
為現今MR掃描最基本、最常用的脈衝序列，其序列圖見圖5-21。
先發射1個90°射頻脈衝，90°脈衝停止後，開始出現磁共振信號，間 隔Ti時間後，再發射1個180°脈衝至測量回波的時間稱作回波時間，用TE表示(TE =2Ti)，180°脈衝至下一個90°脈衝之間的時間為T′，重複這一過程，2個90°脈衝 之間的時間稱為重複時間，用TR表示。
第1個90°射頻脈衝使縱向磁化矢量M轉到XY平面，由於磁場的不均勻性，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，90°脈衝後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°脈衝後，使得相位離散的質子群繞X軸旋轉180°，此時旋進快、慢不同的質子又以其原速度反向聚攏，使離散的相位趨於一致，Mxy由零又逐漸恢復到接近90 °脈衝後的強度，TE達到最大值，如圖5-22所示。
180°脈衝前後Mxy的變化可用隊
圖5-21 自旋迴波時間序列
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後，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「向後轉」(相當於180°脈衝)，「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，士兵們肯定都處於原來的起跑線位置，只是方向相反。
圖5-22 180度相位重聚脈衝對自旋的作用
自旋迴波脈衝序列中的影像亮度、回波幅度不僅與受檢組織的特殊參數即T1、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。人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T1、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複時間TR、回波時間TE以突出某個組織特徵的影像，這種影像 被稱作加權像(weighted image, WI)。把分別反映組織T1、T2和質子密度N(H)特性的影像，相應稱作T1加權像、T2加權像和N(H)加權像。
(1)質子密度N(H)加權像 如選用比受檢組織T1顯著長的TR(1500～2500ms)，那麼磁化的質子群在下1個周期的90°脈衝到來時已全部得到恢復，這時回波信號幅度與組織T1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(15～20ms)，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。由於多數生物組織質子數量相差不大。信號強度主 要由T2決定，有些文獻中也將質子密度加權像稱作輕度T2加權像。
(2)T2加權像(T2WI) 如選擇比受檢組織T1顯著長的TR(1500～2500ms)，又選用與生物組織T2相似的時間為TE(90～120ms) ，則兩個不同組織的T2信號強度差別明顯，TE越長，這種差別越明顯。
(3)T1加權像(T1WI) 因各種生物組織的縱向弛豫時間約500ms左右，如把重複時間TR定為500ms，則在下1個周期90°脈衝到來時，長T1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，
圖5-23 組織T1的與回波幅度的關係
回波的幅度也低。相反短T1組織能量大部分丟失，Mz接近完全恢復，幅度高。下1個90°脈衝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T2WI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T1，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T1信號強度的差別，即T1加權像。
圖5-24 反轉恢復序列時序圖
該脈衝序列有利於測量T1，並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，先給一180°脈衝，隨後以與組織T1相似的間隔 (500ms)再給一90°脈衝，見圖5-24。
180°脈衝使磁化矢量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°脈衝激勵後，磁矢量以組織T1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T1有關，但不能直接測量。為測量橫向成分，需施加90°脈衝，該脈衝使磁矢量倒向XY平面，隨後出現FID的強度與180°脈衝後組織的T1弛豫時間有關。
FID信號雖可直接測量，但因90°脈衝的強能量爆發後難於測量再發出的信號，可在 90°脈衝後迅速(如間隔10ms)再施加1個180°脈衝，如同標準的自旋迴波序列那樣出現FID的早期回波(20 ms時)。在掃描中以這種回波方式間接測量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。
成像速度慢，檢查時間長是MRI最主要的缺點，梯度回波脈衝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。在梯度回波脈衝序列中，採用小於90°的射頻脈衝激勵，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。如30°脈衝 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。
圖5-25 30度射頻脈衝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，與傳統的自旋迴波序列相比，重複時間TR可明顯縮短。自旋迴波序列90°脈衝後磁矢量M在XY平面最強，隨後由於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°脈衝後分散的相位再回歸(相位一致)，出現MR 信號(回波)。而梯度回波脈衝序列中，施加梯度磁場後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°脈衝產生回波的小角度激勵成像方法，稱梯度的回波序列。
來源：醫療維修在線