磁共振成像仪的基本原理.docx

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磁共振成像仪的基本原理

第一节磁共振成像仪的基本硬件

医用MRI仪通常由主磁体、梯度线圈、脉冲线圈、计算机系统及其他辅助设备等五部分构成。

一、主磁体

主磁体是MRI仪最基本的构件，是产生磁场的装置。

根据磁场产生的方式可将主磁体分为永磁型和电磁型。

永磁型主磁体实际上就是大块磁铁，磁场持续存在，目前绝大多数低场强开放式MRI仪采用永磁型主磁体。

电磁型主磁体是利用导线绕成的线圈，通电后即产生磁场，根据导线材料不同又可将电磁型主磁体分为常导磁体和超导磁体。

常导磁体的线圈导线采用普通导电性材料，需要持续通电，目前已经逐渐淘汰；超导磁体的线圈导线采用超导材料制成，置于液氦的超低温环境中，导线内的电阻抗几乎消失，一旦通电后在无需继续供电情况下导线内的电流一直存在，并产生稳定的磁场，目前中高场强的MRI仪均采用超导磁体。

主磁体最重要的技术指标包括场强、磁场均匀度及主磁体的长度。

主磁场的场强可采用高斯（Gauss，G）或特斯拉（Tesla，T）来表示，特斯拉是目前磁场强度的法定单位。

距离5安培电流通过的直导线1cm处检测到的磁场强度被定义为1高斯。

特斯拉与高斯的换算关系为：

1T=10000G。

在过去的20年中，临床应用型MRI仪主磁体的场强已由0.2T以下提高到1.5T以上，1999年以来，3.0T的超高场强MRI仪通过FDA认证进入临床应用阶段。

目前一般把0.5T以下的MRI仪称为低场机，0.5T到1.0T之间的称为中场机，1.0T到2.0之间的称为高场机（1.5T为代表），大于2.0T的称为超高场机（3.0T为代表）。

高场强MRI仪的主要优势表现为：

（1）主磁场场强高提高质子的磁化率，增加图像的信噪比；

（2）在保证信噪比的前提下，可缩短MRI信号采集时间；（3）增加化学位移使磁共振频谱（magneticresonancespectroscopy，MRS）对代谢产物的分辨力得到提高；（4）增加化学位移使脂肪饱和技术更加容易实现；（5）磁敏感效应增强，从而增加血氧饱和度依赖（BOLD）效应，使脑功能成像的信号变化更为明显。

当然MRI仪场强增高也带来以下问题：

（1）设备生产成本增加，价格提高。

（2）噪音增加，虽然采用静音技术降低噪音，但是进一步增加了成本。

（3）因为射频特殊吸收率（specificabsorptionratio，SAR）与主磁场场强的平方成正比，高场强下射频脉冲的能量在人体内累积明显增大，SAR值问题在3.0T的超高场强机上表现得尤为突出。

（4）各种伪影增加，运动伪影、化学位移伪影及磁化率伪影等在3.0T超高场机上更为明显。

由于上述问题的存在，3.0T的MRI仪在临床应用还有一定限制，尽管其在中枢神经系统具有优势，但是在体部应用还不太成熟，因此，目前以1.5T的高场机最为成熟和实用。

MRI对主磁场均匀度的要求很高，原因在于：

（1）高均匀度的场强有助于提高图像信噪比，

（2）场强均匀是保证MR信号空间定位准确性的前提，（3）场强均匀可减少伪影（特别是磁化率伪影），（4）高度均匀度磁场有利于进行大视野扫描，尤其肩关节等偏中心部位的MRI检查，（5）只有高度均匀度磁场才能充分利用脂肪饱和技术进行脂肪抑制扫描，（6）高度均匀度磁场才能有效区分MRS的不同代谢产物。

现代MRI仪的主动及被动匀场技术进步很快，使磁场均匀度有了很大提高。

为保证主磁场均匀度，以往MRI仪多采用2m以上的长磁体，近几年伴随磁体技术的进步，各厂家都推出磁体长度为1.4m～1.7m的高场强（1.5T）短磁体，使病人更为舒适，尤其适用于幽闭恐惧症的患者。

随介入MR的发展，开放式MRI仪也取得很大进步，其场强已从原来的0.2T左右上升到0.5T以上，目前开放式MRI仪的最高场强已达1.0T。

图像质量明显提高，扫描速度更快，已经几乎可以做到实时成像，使MR“透视”成为现实。

开放式MR扫描仪与DSA的一体化设备使介入放射学迈进一个崭新时代。

二、梯度线圈

梯度线圈是MRI仪最重要的硬件之一，主要作用有：

（1）进行MRI信号的空间定位编码；

（2）产生MR回波（梯度回波）；（3）施加扩散加权梯度场；（4）进行流动补偿；（5）进行流动液体的流速相位编码。

梯度线圈由X、Y、Z轴三个线圈构成（在MR成像技术中，把主磁场方向定义为Z轴方向，与Z轴方向垂直的平面为XY平面）。

梯度线圈是特殊绕制的线圈，以Z轴线圈为例，通电后线圈头侧部分产生的磁场与主磁场方向一致，因此磁场相互叠加，而线圈足侧部分产生的磁场与主磁场方向相反，因此磁场相减，从而形成沿着主磁场长轴（或称人体长轴），头侧高足侧低的梯度场，梯度线圈的中心磁场强度保持不变。

X、Y轴梯度场的产生机理与Z轴方向相同，只是方向不同而已。

梯度线圈的主要性能指标包括梯度场强和切换率（slewrate）。

梯度场强是指单位长度内磁场强度的差别，通常用每米长度内磁场强度差别的毫特斯拉量（mT/M）来表示。

图1为梯度场强示意图，条状虚线表示均匀的主磁场，斜线表示线性梯度场；两条线相交处为梯度场中点，该点梯度场强为零，不引起主磁场强度发生变化；虚线下方的斜线部分表示反向梯度场，造成主磁场强度呈线性降低；虚线上方的斜线部分为正向梯度场，造成主磁场强度呈线性增高。

有效梯度场两端的磁场强度差值除以梯度场施加方向上有效梯度场的范围（长度）即表示梯度场强，即：

梯度场强（mT/M）＝梯度场两端的磁场强度差值/梯度场的长度

图1梯度场强示意图图2梯度场切换率示意图

切换率（slewrate）是指单位时间及单位长度内的梯度磁场强度变化量，常用每秒每米长度内磁场强度变化的毫特斯拉量（mT/M.S）来表示，切换率越高表明梯度磁场变化越快，也即梯度线圈通电后梯度磁场达到预设值所需要时间（爬升时间）越短。

图2为梯度场切换率示意图。

梯度场的变化可用梯形来表示，梯形中只有中间的矩形部分才是有效的，矩形部分表示梯度场已经达到预定值并持续存在，梯形的左腰表示梯度线圈通电后梯度场强逐渐增高、直至预定值，用t表示梯度场增高到预定值所需的时间，则梯度场的

切换率＝梯度场预定强度/t

实际上就是梯形左腰的斜率。

斜率越大，即切换率越高，梯度场爬升越快，所需的爬升时间越短。

梯度线圈性能的提高对于MR超快速成像至关重要，可以说没有梯度线圈的进步就不可能有超快速序列。

SS-RARE、Turbo-GRE及EPI等超快速序列以及水分子扩散加权成像对梯度场的场强及切换率都有很高的要求，高梯度场及高切换率不仅可以缩短回波间隙加快信号采集速度，还有利于提高图像的SNR，因而近几年快速或超快速成像技术的发展可以说是直接得益于梯度线圈性能的改进。

现代新型1.5TMRI仪的常规梯度线圈场强已达25mT/m以上，切换率达120mT/m.s以上。

1.5TMRI仪最高配置的梯度线圈场强已达60mT/m，切换率超过200mT/m.s。

需要指出的是由于梯度磁场的剧烈变化会对人体造成一定的影响，特别是引起周围神经刺激，因此梯度磁场场强和切换率不是越高越好，是有一定限制的。

三、脉冲线圈

脉冲线圈也是MRI仪的关键部件，脉冲线圈有发射线圈和接收线圈之分。

发射线圈发射射频脉冲（无线电波）激发人体内的质子发生共振，就如同电台的发射天线；接收线圈接收人体内发出的MR信号（也是一种无线电波），就如同收音机的天线。

有的线圈可同时作为发射线圈和接受线圈，如装在扫描架内的体线圈和头颅正交线圈。

大部分表面线圈只能作为接受线圈，而由体线圈来承担发射线圈的功能。

MR成像对脉冲线圈也有很高的要求，发射线圈应尽可能均匀地发射射频脉冲，激发感兴趣容积内的质子。

发射线圈所发射的射频脉冲的能量与其强度和持续时间有关，现代新型的发射线圈由高功率射频放大器供能，所发射的射频脉冲强度增大，因而所需要的持续时间缩短，加快了MRI的采集速度。

与MR图像信噪比密切相关的是接收线圈，接收线圈离检查部位越近，所接收到的信号越强，线圈内体积越小，所接收到的噪声越低，因而各产家开发了多种适用于各检查部位的专用表面线圈，如心脏线圈、肩关节线圈、直肠内线圈、脊柱线圈等。

近年来出现的表面相控阵线圈（phasedarraycoils）是脉冲线圈技术的一大飞跃。

一个相控阵线圈由多个子线圈单元（element）构成，同时需要有多个数据采集通道（channel）与之匹配。

目前临床上推出最新型的相控阵线圈的子单元和与之匹配的数据采集通道为8个以上。

利用相控阵线圈可明显提高MR图像的信噪比，有助于改善薄层扫描、高分辨扫描及低场机的图像质量。

利用相控阵线圈与平行采集技术相配合，可以进一步提高MRI的信号采集速度。

四、计算机系统

计算机系统属于MRI仪的大脑，控制着MRI仪的脉冲激发、信号采集、数据运算和图像显示等功能。

五、其他辅助设备

除了上述重要硬件设备外，MRI仪还需要一些辅助设施方能完成病人的MRI检查，例如：

检查床、液氦及水冷却系统、空调、胶片处理系统等。

第二节磁共振成像的物质基础

要想理解MRI基本原理，首先必须知道MRI的物质基础是什么，也就是说我们看到的MR图像是由什么物质产生的。

一、原子的结构

原子是由原子核及位于其周围轨道中的电子构成的，电子带有负电荷。

原子核由中子和质子构成，中子不带电荷，质子带有正电荷。

二、自旋和核磁的概念

任何原子核都有一个特性，就是总以一定的频率绕着自己的轴进行高速旋转，我们把原子核的这一特性称为自旋（spin）。

由于原子核带有正电荷，原子核的自旋就形成电流环路，从而产生具有一定大小和方向的磁化矢量。

我们把这种由带有正电荷的原子核自旋产生的磁场称为核磁。

因此以前大家也把磁共振成像（magneticresonanceimaging，MRI）称为核磁共振成像（neuclearmagneticresonanceimaging，NMRI）。

三、磁性和非磁性原子核

并非所有原子核的自旋运动均能产生核磁，根据原子核内中子和质子的数目不同，不同的原子核产生不同的核磁效应。

如果原子核内的质子数和中子数均为偶数，则这种原子核的自旋并不产生核磁，我们称这种原子核为非磁性原子核。

反之，我们把自旋运动能够产生核磁的原子核称为磁性原子核。

磁性原子核需要符合以下条件：

（1）中子和质子均为奇数；

（2）中子为奇数，质子为偶数；（3）中子为偶数，质子为奇数。

四、用于人体磁共振成像的原子

实际上人体内有许多种磁性原子核，表1.所列的为人体内常见的磁性原子核。

表1人体内常见的磁性原子核

磁性原子核

平均摩尔浓度

相对磁化率（与质子磁化率的比率）

1H

99.0

1.0

14N

1.6

0.083

31P

0.35

0.066

13C

0.1

0.016

23Na

0.078

0.093

39K

0.045

0.0005

17O

0.031

0.029

2H

0.015

0.096

19F

0.0066

0.83

用于人体磁共振成像的原子核为质子（1H），选择1H的理由有：

（1）1H是人体中最多的原子核，约占人体中总原子核数的2/3以上；

（2）1H的磁化率在人体磁性原子核中是最高的。

从附表1中可以看出，氢原子核（1H）在人体中的摩尔浓度最高，达到99，而处于第二位的是14N，摩尔浓度为1.6，约为1H的1/62，且14N的相对磁化率仅为0.083。

表1还显示1H的磁化率是最高的，以1H的相对磁化率为1，相对磁化率处于第二位的是19F，为0.83，但19F的摩尔浓度仅为0.0066，仅为1H的1/15000。

1H是氢原子核，仅有一个质子而没有中子，由于人体MR图像一般采用1H作为成像对象，因此除非特殊说明，一般所指的MR图像即为1H的共振图像。

第三节进入主磁场前后人体内质子核磁状态的变化

一、进入主磁场前人体内质子的核磁状态

人体的质子不计其数，每毫升水中的质子数就达3×1022个。

每个质子自旋均能产生1个小磁场，人体内如此多的质子自旋将产生无数个小磁场，那么人体不就象块大磁体了吗？

事实并非如此，尽管每个质子均能产生1个小磁场，这种小磁场的排列是随机无序（即杂乱无章）的，使每个质子产生的磁化矢量相互抵消（图3a），因此，人体自然状态下并无磁性，即没有宏观磁化矢量的产生。

MRI仪仅能探测到宏观磁化矢量的变化，而不可能区分每个质子微观磁化矢量变化。

那么如何产生宏观磁化矢量呢？

简单的做法就是把人体放进一个大磁场（即主磁场）中。

ab

图3进入主磁场前后人体内质子的核磁状态变化

图a为进入主磁场前，尽管每个质子自旋都产生一个小磁场，但排列杂乱无章，磁化矢量相互抵消，因此没有宏观磁化矢量产生。

图b示进入主磁场后，质子自旋产生的小磁场与主磁场平行排列，平行同向者略多于平行反向者，最后产生一个与主磁场方向一致的宏观纵向磁化矢量。

二、进入主磁场后人体内质子的核磁状态

图3所示为进入主磁场前后人体内质子核磁状态的变化。

进入主磁场后，人体内的质子产生的小磁场不再是杂乱无章，呈有规律排列（图3b）。

从图中可以看出，进入主磁场后，质子产生的小磁场有两种排列方式，一种是与主磁场方向平行且方向相同，另一种是与主磁场平行但方向相反，处于平行同向的质子略多于处于平行反向的质子。

从量子物理学的角度来说，这两种核磁状态代表质子的能量差别。

平行同向的质子处于低能级，因此受主磁场的束缚，其磁化矢量的方向与主磁场的方向一致；平行反向的质子处于高能级，因此能够对抗主磁场的作用，其磁化矢量尽管与主磁场平行但方向相反。

由于处于低能级的质子略多于处于高能级的质子，因此进入主磁场后，人体内产生了一个与主磁场方向一致的宏观纵向磁化矢量（图3b）。

三、进动和进动频率

需要指出的是，进入主磁场后，无论是处于高能级还是处于低能级的质子，其磁化矢量并非完全与主磁场方向平行，而总是与主磁场有一定的角度。

如图4a所示，陀螺在自旋力（以虚线为轴）与地球引力的相互作用下，不仅存在旋转运动，而且还出现绕着地球引力（以带箭头的黑实线为轴，箭头表示地球引力方向）的旋转摆动，这种旋转摆动的频率远低于旋转运动。

如图4b所示，处于主磁场的质子也是一样，除了自旋运动外，还绕着主磁场轴（虚线，箭头表示主磁场方向）进行旋转摆动，我们把质子的这种旋转摆动称为进动（precession）。

图4a陀螺旋进运动示意图图4b质子自旋及进动示意图

进动是磁性原子核自旋产生的小磁场与主磁场相互作用的结果，进动频率明显低于自旋频率，但对于磁共振成像的来说，进动频率比自旋频率重要得多。

进动频率也称Larmor频率，其计算公式为：

＝.B，式中为Larmor频率，为磁旋比（对于某一种磁性原子核来说是个常数，质子的约为42.5mHz/T），B为主磁场的场强，单位为特斯拉（T）。

从式中可以看出，质子的进动频率与主磁场场强成正比。

如图5所示，由于进动的存在，质子自旋产生小磁场又可以分解成两个部分，一部分为方向恒定的纵向磁化分矢量（条状虚线箭头），处于高能级者与主磁场方向相反，处于低能级者与主磁场的方向相同；另一部分为以主磁场方向（B0）即Z轴为轴心，在X、Y平面旋转的横向磁化分矢量（圆点虚线箭头）。

就纵向磁化分矢量来说，由于处于低能级的质子略多于处于高能级者，最后会产生一个与主磁场同向的宏观纵向磁化矢量。

就横向磁化分矢量来说，如图6所示，我们沿Z轴方向看XY平面上的横向磁化分矢量的分布，圆圈及其箭头表示质子进动产生的横向磁化分矢量是绕Z轴旋转的，圆点虚线箭头代表各质子的横向磁化分矢量，由于每个旋转的横向磁化分矢量所处的的相位不同，磁化矢量相互抵消，因而没有宏观横向磁化矢量产生。

图6各质子旋转的横向磁化分矢量由于相位不同而相互抵消，没有宏观横向磁化矢量产生

图5处于低能级和高能级状态下的质子由于进动产生纵向和旋转的横向磁化分矢量

因此，人体进入主磁场后被磁化了，但没有宏观横向磁化矢量产生，仅产生了宏观的纵向磁化矢量，某一组织（或体素）产生的宏观矢量的大小与其含有的质子数有关，质子含量越高则产生宏观纵向磁化矢量越大。

我们可能认为MRI已经可以区分质子含量不同的组织了。

然而遗憾的是MRI仪的接收线圈并不能检测到宏观纵向磁化矢量，也就不能检测到这种宏观纵向磁化矢量的差别。

那么接收线圈能够检测到怎样的宏观磁化矢量呢？

接受线圈能够检测到的是旋转的宏观横向磁化矢量，因为旋转的宏观横向磁化矢量可以切割接收线圈产生电信号。

那么如何才能产生接收线圈能够探测到的旋转宏观横向磁化矢量呢？

第四节磁共振现象

一、共振的概念和磁共振现象

共振是广泛存在于日常生活中的物理学现象，举个例子，一个人手上拿着一个中号音叉，在邻近的实验台上竖放着大号、中号、小号三个音叉，如果用一个锤子轻轻敲击手中的音叉，就会发现实验台上的中号音叉振动并发声，而大号和小号的音叉没有反应，这就是典型的共振现象。

物理学上，共振被定义为能量从一个振动着的物体传递到另一个物体，而后者以前者相同的频率振动。

从这个概念可以看出，共振的条件是相同的频率，实质是能量的传递。

如果我们给处于主磁场中的人体组织一个射频脉冲，这个射频脉冲的频率与质子的进动频率相同，射频脉冲的能量将传递给处于低能级的质子，处于低能级的质子获得能量后将跃迁到高能级，我们把这种现象称为磁共振现象。

从微观角度来说，磁共振现象是低能级的质子获得能量跃迁到高能级。

从宏观的角度来说，磁共振现象的结果是使宏观纵向磁化矢量发生偏转，偏转的角度与射频脉冲的能量有关，能量越大偏转角度越大。

射频脉冲能量的大小与脉冲强度及持续时间有关，当宏观磁化矢量的偏转角度确定时，射频脉冲的强度越大，需要持续的时间越短。

当射频脉冲的能量正好使宏观纵向磁化矢量偏转90，即完全偏转到X、Y平面，我们称这种脉冲为90脉冲。

如果射频脉冲使宏观磁化矢量偏转的角度小于90，我们称这种脉冲为小角度脉冲。

如果射频脉冲脉冲的能量足够大，使宏观磁化矢量偏转180，即产生一个与主磁场方向相反的宏观纵向磁化矢量，我们把这种射频脉冲称为180脉冲。

二、90射频脉冲的微观和宏观效应

如前一节所述，接收线圈仅能接收旋转的宏观横向磁化矢量，因此在MR成像中必须有宏观横向磁化矢量的产生。

在各种角度的射频脉冲中，90射频脉冲产生的横向宏观磁化矢量最大。

90脉冲是MRI序列中最常用的射频脉冲之一，让我们来看看90脉冲激发后的微观效应。

图7所示为90脉冲的微观效应。

从微观上讲，90脉冲的效应可以分解成两个部分来理解：

（1）90脉冲使处于低能级多出处于高能级的那部分质子，有一半获得能量进入高能级状态，这就使处于低能级和高能级的质子数目完全相同，两个方向的纵向磁化分矢量相互抵消，因此宏观纵向磁化矢量等于零。

（2）90脉冲前，质子的横向磁化分矢量相位不同，90脉冲可使质子的横向磁化分矢量处于同一相位，因而产生了一个最大旋转宏观横向磁化矢量。

图790脉冲激发前后微观和宏观磁化矢量的变化

X、Y、Z虚线坐标分别代表X、Y、Z轴。

左图为90脉冲激发前，表示平衡状态下，处于低能级的质子略多于处于高能级者（图中标出多出6个），从而产生与主磁场同向的宏观纵向磁化矢量（纵向空箭），但由于质子相位不同，没有宏观磁化矢量产生。

右图为90脉冲激发后，低能级超出高能级的质子有一半（3个）获得能量越迁到高能级，此时处于高能级和低能级的质子数完全相同，宏观纵向磁化矢量消失；同时由于90脉冲的聚相位效应，产生了旋转的宏观横向磁化矢量（横向空箭）。

90脉冲激发后所产生的横向宏观磁化矢量的大小与脉冲激发前（即平衡状态下）的宏观纵向磁化矢量的大小有关。

宏观纵向磁化矢量越大，90脉冲激发后产生的宏观横向磁化矢量越大，MR信号就越强；宏观纵向磁化矢量越小，90脉冲激发后产生的旋转宏观横向磁化矢量越小，MR信号就越弱。

在本章第三节我们已经提到，平衡状态下宏观纵向磁化矢量的大小与组织中的质子含量（即质子密度）有关，由于90脉冲能够使宏观纵向磁化矢量偏转到X、Y平面，产生旋转的宏观横向磁化矢量，这样MRI就能区分质子密度不同的人体组织了。

但是仅区分不同组织的质子含量差别，对于临床诊断来说是远远不够的，所以我们一般不是在90脉冲后马上采集MR信号，而是在90脉冲关闭后等待一定时间再进行信号采集。

第五节核磁弛豫

在这一节中让我们来看看90脉冲关闭后人体组织中的质子的核磁状态又发生了什么变化。

90脉冲关闭后，组织的宏观磁化矢量逐渐又回到平衡状态，我们把这个过程称为核磁弛豫。

核磁弛豫又可分解成两个相对独立的部分：

（1）横向磁化矢量逐渐减小直至消失，称为横向弛豫；

（2）纵向磁化矢量逐渐恢复直至最大值（平衡状态），称为纵向弛豫。

一、自由感应衰减和横向弛豫

90脉冲关闭后，横向磁化矢量将逐渐减小，最后将衰减到零。

前面第四节我们已经讲到，90脉冲产生宏观磁化矢量的原因是使质子小磁场的横向磁化分矢量聚相位。

90脉冲关闭后，宏观横向磁化矢量衰减的原因与之相反，即处于同相位的质子发生了相位的离散（失相位），其横向磁化分矢量逐渐相互抵消，因此宏观横向磁化矢量衰减直至到零（图8）。

致使质子失相位的原因有两个：

（1）质子周围磁环境随机波动。

每个质子都暴露在周围无数个其他原子核和电子的磁环境中，而周围这些带电粒子一直处于热运动状态，这样质子感受到的磁场就会有轻微波动，且这种波动是随机的，由于质子周围磁环境的这种随机的轻微波动，各个质子所感受到的磁场就会有差别，也就造成了质子之间的进动频率出现差别，其结果引起质子逐渐的失相位，宏观横向磁化矢量逐渐衰减；

（2）主磁场的不均匀。

尽管我们追求主磁场的绝对均匀，但实际上这是不可能，主磁场总是一定程度的不均匀，这种不均匀性一般认为是较为恒定的，也就是说某处一直轻微偏高，而另一处则一直轻微偏低，主磁场的这种不均匀同样会造成质子失相位，引起宏观磁化矢量的衰减。

abc

图8横向弛豫示意图

图a示90脉冲使质子聚相位，产生宏观横向磁化矢量（水平空箭）；图b图c示90脉冲关闭后，质子逐渐失相位，宏观横向磁化矢量逐渐衰减（水平空箭）

由于受上述两个方面磁场不均匀的影响，实际上90脉冲关闭后，宏观横向磁化矢量将呈指数式衰减，我们把宏观横向磁化矢量的这种衰减称为自由感应衰减（freeinductiondecay，FID），也称T2*弛豫（图9）。

图9图10

图9组织自由感应衰减（FID）和T2弛豫的差别纵坐标为横向磁化矢量（Mxy）的大小（以％表示），横坐标为时间（以ms表示）。

受横向弛豫和主磁场不均匀的双重影响，横向磁化矢量很快衰减，称为FID（圆点虚曲线）；剔除主磁场不均匀造成的质子失相位，得到的横向磁化矢量衰减为真正的T2弛豫（实曲线）。

从图中可以看出，同一组织的T2弛豫要远远慢于FID。

以该组织的T2弛豫曲线为准，以90脉冲后横向磁化矢量达到最大值（100%）的时间点为t0，以横向磁化矢量衰减到最大值的37%的时间点为t/，t0与t/的时间间隔为该组织的T2值。

图10不同组织的T2弛豫差别纵坐标为横向磁化矢量（Mxy）的大小（以％表示），横坐标为时间（以ms表示）。

不同的组织由于结构不同，T2弛豫快慢不同。

图中细曲线为甲组织的T2弛豫曲线，粗曲线为乙组织的T2弛豫曲线。

以90脉冲后横向磁化矢量达到最大值（100%）的时间点为t0，以甲组织的横向磁化矢量衰减到最大值的37%的时间点为t/，t0与t/的时间间隔为甲组织的T2值；以乙组织的横向磁化矢量衰减到最大值的37%的时间点为t//，t0与t//的时间间隔为乙组织的T2值。

由于甲组织T2弛豫快，其T2值短于乙组织。

剔除了主磁场不均匀的影响（利用180复相脉冲，详见SE序列），质子周围其他磁性原子核的随机运动引起的宏观横向磁化矢量的衰减才是真正的横向弛豫，即T2弛豫，也称自旋－自旋弛豫（spin-sp