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。