Durch Einsatz von Magnetfeldgradienten in allen drei Raumrichtungen (G_x, G_y, G_z) kann man dann ortsabhängig unterschiedliche Resonanzfrequenzen erzeugen. Das resultierende Meßsignal (der FID) stellt dann wiederum eine Überlagerung unterschiedlicher Frequenzen dar, wobei die Intensitäten nach Fouriertransformation auf die Anzahl der sich an einem Ort befindlichen Wasserprotonen schließen läßt. Im MR-Bild werden diese unterschiedlichen Intensitäten dann durch entsprechende Helligkeitsunterschiede dargestellt.

Die Schwierigkeit dieser Methode liegt nun darin, die Ortsinformation für die drei Raumrichtungen unterschiedlich zu verschlüsseln. Bei der 2D-Bildgebung (Tomographie) unterscheidet man zwischen Schichtselektion, Frequenz- und Phasenkodierung. Diese werden im folgenden beschrieben, wobei die Richtungen mit den kartesischen Achsen identifiziert werden. Prinzipiell ist die Wahl der Achsen natürlich beliebig, da durch Linearkombination der G_x,G_y,G_z beliebige orthogonale Gradienten erzeugt werden können.

Das Gesamtmagnetfeld an einer Position z_SS (SS = Slice Selection), bewirkt durch den Gradienten G_z, beträgt B₀+z_SS·G_z, woraus man mit Hilfe der Larmorgleichung die ortsspezifische Anregungsenergie bzw. -frequenz berechnen kann.

Bei einer tomographischen MR-Aufnahme dient die Schichtselektion der Reduktion des 3D-Problems auf zwei Dimensionen.

Neben dieser anschaulichen Beschreibung der Wirkung des Auslesegradienten kann man die Frequenzkodierung auch analog zur (schwerer zu veranschaulichen) Phasenkodierung über die Manipulation der Variablen k beschreiben, wofür im folgenden kurz das Konzept des "k-Raums" vorgestellt wird.

Die Phasenänderung, die ein Magnetisierungsvektor erfährt, ist abhängig von der Stärke des angelegten Gradienten sowie von dessen Dauer. Bei einer sogenannten Pulssequenz (s.u.) werden neben den RF-Pulsen und dem Aquisitionsfenster auch die Gradientenamplituden in den einzelnen Richtungen angegeben. Die Größe von k_x in Abb. 10 ist dabei proportional zur schraffierten Fläche, d.h., (für die dargestellte Rechteck-Pulsform) sowohl proportional zur Gradientenschaltdauer τ_x als auch zur (konstanten) Gradientenamplitude G_x.

Folglich müssen N Akquisitionszyklen durchlaufen werden, bei denen G_PE jeweils um ein konstantes ΔG_PE verändert wird (Abb. 11, links). Mit einer konstanten Gradientendauer τ ergibt sich somit eine kontinuierliche Änderung von k_PE um Δk_PE.

Analog können wir die Änderung von k entlang des Auslesegradienten betrachten: G_RO wird zwar konstant gehalten, doch eine kontinuierliche Veränderung von k_RO wird hier über die Datenakquisition zu unterschiedlichen Zeitpunkten i·Δt (i=0..N-1) erreicht (Abb. 11, rechts).

Im oberen Teil des Bildes ist der Verlauf der Variablen k_RO als Funktion der Zeit dargestellt, die innerhalb des genannten Zeitintervalls (zwischen A und B) vom minimalen zum maximalen Wert variiert wird. Der negative Startwert (A) wird dabei durch einen vorgeschalteten Gradienten erreicht, der entlang der Ausleseachse die Phase der Magnetisierung unterschiedlich verändert und somit netto zu einer Dephasierung der Gesamtmagnetisierung (ursprünglich M₀) führt.

Bei Anlegen des positiven Gradienten werden diese Phasenmanipulationen rückgängig gemacht, bis bei Gleichheit von negativer und positiver Fläche der Ursprungszustand wiederhergestellt ist und die gesamte Probe rephasiert ist. Zu diesem Zeitpunkt ist k_RO=0 und das Echo durchläuft sein Maximum. Anschließend bewirkt der Gradient wiederum eine Dephasierung des Signals.

Bei einem positiven Gradienten ist dabei für x<0 ein B₀ entgegengerichtetes Magnetfeld wirksam, für x>0 ein parallelgerichtetes. Bei x=0 ist der Magnetisierungsvektor somit statisch, während sich die benachbarten Spins symmetrisch aber in unterschiedliche Richtungen innerhalb der xy-Ebene bewegen.

Ein negativer Gradient kehrt diese Verhältnisse exakt um (eingezeichnete Pfeile).