【放射技师考试】第十五章第二节MR特殊检查技术

第十五章第二节MR特殊检查技术

一、脂肪抑制成像技术

在MR成像中，为了更好地显示感兴趣区，经常采用一些特殊的方法使某一局部组织的信号减小或消失，最常使用的方法就是饱和技术。饱和技术包括空间饱和技术、化学位移频率选择饱和技术、化学位移水-脂反相位饱和成像技术。除了饱和技术，还有水激励技术。

1.化学位移频率选择饱和技术：同一元素的原子由于化学结构的差异，在相同强度的磁场中其拉莫频率不同，这种频率的差异称为化学位移。如水分子中的氢原子与脂肪分子中的氢原子其化学位移为3.5ppm，在不同场强的磁场中其频率相差不同。

化学位移脂肪饱和抑制技术就是利用这种频率的差异，在信号激发前，预先发射具有高度频率选择性的预饱和脉冲，使脂肪频率的信号被饱和，只留下其他感兴趣组织的纵向磁化，这是脂肪抑制技术的主要手段。通过这种方法，可以获得纯水激发图像。

2.化学位移水脂反相位饱和成像技术：由于化学位移效应，水质子较脂肪质子的进动频率稍快，因此，每过若干时间水质子与脂肪质子进动相位就会出现在相反的方向上，这种状态称为水-脂反相位。再过一定时间，如每过水比脂肪快整周所需的时间，水和脂的进动相位又一致，此为水-脂同相位。同相位时水和脂的信号相加，反相位时水和脂的信号相减、抵消，使信号幅度低者（脂肪）消失或降低，因此含有水和脂的部位信号下降明显。这种技术常被用于诊断肝脏的脂肪浸润。

场强不同，水与脂的频率差则不同，获取同相位和反相位图像的回波时间TE则不同。

在1.0T场强中：水脂的频差∆f＝3.5ppm×42.5MHz＝148Hz；水较脂快一周时所用时间t＝1000ms/148＝6.8ms；同相位时TE＝3.4×2n；反相位时TE＝3.4×（2n－1）。

在1.5T场强中：水脂的频差∆f＝3.5ppm×63.5MHz＝

222.25Hz；水较脂快一周时所用时间t＝1000ms/222.25＝4.5ms；同相位时TE＝2.25×2n；反相位时TE＝2.25×（2n －1）。n为自然数。

3.幅度选择饱和法亦即反转恢复序列法：它是针对不同组织具有不同的纵向弛豫时间，在负180°磁化反转脉冲作用下，所有组织的纵向磁化都被转移至Z轴负向，脉冲停止后，各种组织的纵向磁化开始弛豫，负向磁化逐渐缩短，并向0值接近，通过0值后进一步向Z轴正向增长。

由于各种组织的T1值不同，其纵向磁化到达0值的时间也各不相同。如果选择一个特定时间TI进行信号激发与采集，此时某种组织的纵向磁化正好到达0值，则在MR信号激发与采集时无法产生该组织的信号，即被饱和。通过设定不同的TI 可以使各种不同组织被饱和。如TI＝120～150毫秒（约等于脂肪的T1值）时，脂肪组织即被饱和，此为STIR技术；若TI＝2000～2500毫秒（约等于自由水的T1值）时，水即被饱和，此为T2 FLAIR序列。STIR和FLAIR序列都是利用该原理设计的。这种饱和往往是一种不完全饱和，通常又称为抑制技术。

STIR序列的优点是对B0场的不均匀性不敏感，但依赖于B1场的均匀性，并对T1弛豫时间的分布比较敏感，而且水像信噪比不能最佳化，因此，SNR偏低，TR长，多层面成像时，层面数目受限，尽管有这些缺点，但在中、低场系统，由于化学位移频差小，频率选择方法受限，因此STIR就值得大力提倡。

4.水激励技术：用一窄带频率选择性脉冲对准水质子共振，只激发水质子不激发脂肪，产生纯水像。

二、化学位移成像技术

1.化学位移根据拉莫公式，质子的共振频率与外磁场强度成正比。实际上，质子在不同分子中、或在相同分子中的不同空间位置上，受外电子的影响，其共振频率略有差异。例如—CH3、—OH中的H各自的共振频率都不相同。这是因为它们的化学环境各不相同。因此，在外磁场不变的情况下，相

同的原子核在不同分子结构中，具有不同的共振频率这就是“化学位移”（chemical shift）。

2.化学位移伪影主要发生在高场强MR系统中。0.5T以下装置测量水和脂肪频谱几乎只有一个波峰，1.0T以上MR系统可出现两个波峰，一个是水，另一个是脂肪。在场强1.5T时质子平均共振频率约6

3.5MHz，其水与脂肪的进动频率相差约222.25HZ，使同一像素内的水和脂肪在影像上的信号位置彼此分离移位，其在图像上表现为伪影效应。这种因化学位移现象而出现的伪影即为化学位移伪影，伪影的宽度取决于脂肪和水的进动频率的差值和像素在频率编码方向上的宽度。化学位移伪影仅发生在频率编码方向上，位移的距离与射频带宽成反比。

3.化学位移成像利用化学位移原理获取成像容积中单一化学成分的图像称为化学位移成像

（chemical shift imaging，CSI）。

（1）Dixon法：在自旋回波序列，选用不同的回波时间TE，分别采集水和脂肪的磁化矢量相位一致时（同相位像）和相位相反时（反相位像）的回波信号，然后将这两种信号相加即可得到删除脂肪信号，只有纯水质子信号的图像；如将两信号相减即可得到脂肪质子像。

（2）窄带频率选择法：利用水和脂肪的化学位移频率差，直接设计窄带频率选择性RF脉冲，在不加任何梯度的情况下，激发或饱和一种特定的化学物质（水或脂肪），而产生纯水像或脂肪像：①成像序列开始前选择性激发脂肪，目的是在终像中消除脂肪；②选择性饱和脂肪共振以使它在终像不产生信号；③直接选择水频率激发水质子而产生纯水像，脂肪不被激发，不产生信号。

脂肪的选择激发（CHESS法）：化学位移选择序列（chemical shift selective sequence，CHESS）以窄带频率选择脉冲开始，首先激发旋转脂肪质子至横平面，之后立即用一个破坏梯度散相脂肪的横向磁化矢量，使之为零。未激发的水质子仍在Z轴，紧接着开始成像序列对水进行成像，产生纯水像。

脂肪的选择性饱和：用一个持续时间较长（几百毫秒）、中心频率在脂肪共振上的低强度矩形选择饱和脉冲加在整个成像体积上，脂肪磁化矢量绕B1场方向旋转很多次，同时伴随T1弛豫，最后脂肪磁化矢量在Z轴分量变为零，达到饱和，此时成像序列脉冲开始对未受激励的水质子进行成像。这种脂肪饱和是真正的饱和，不可能用180°脉冲或梯度反向恢复，只能通过T1弛豫恢复到热平衡值。

水的选择激发：用一窄带频率选择性脉冲对准水质子共振，只激发水质子不激发脂肪，产生纯水像。在三维梯度回波序列中使用一对RF脉冲把脂肪磁化矢量留在纵向而把水的磁化矢量转到横向平面，然后对水成分在三个空间方向编码稳态运行，回波时间可短到3毫秒，可得到纯水的三维图像。三、水成像技术

MR水成像（MRH），又称液体成像，是近年来发展迅速的磁共振成像技术之一，它是指使用重T2WI技术，使实质器官及流动血液呈低信号，而长T2静态或缓慢流动液体呈高信号，犹如直接注入对比剂后的造影像一样，形成鲜明影像对比图像的MR成像技术。包括MR胆胰管成像（MRCP）、MR尿路成像（MRU）、MR脊髓成像（MRM）、MR内耳迷路成像、MR涎腺成像和MR输卵管成像、MR泪道造影、MR脑室系统造影等。

1.基本成像原理：磁共振水成像技术主要是利用静态液体具有长T2弛豫时间，在重T2加权像上，稀胆汁、胰液、尿液、脑脊液、内耳淋巴液、唾液、泪水等流动缓慢或相对静止的液体均呈高信号，而T2较短的实质器官及流动血液则表现为低信号，从而使含液体的器官显影。作为一种安全、无需对比剂、无创伤性的影像学检查手段，磁共振水成像技术可提供有价值的诊断信息，在某种程度上代替诊断性ERCP、PTC、IVP、X线椎管造影、X线涎管造影、泪道造影等传统检查。

2.临床应用：MR水成像具有以下优点：①为无创性技术，无需插管，也无操作技术问题；②安全，不用对比剂，无对比剂不良反应问题；③获得多层面、多方位图像；④适应证广，凡不适于做ERCP、排泄性尿路造影、逆行肾盂造影等病人均可用此方法。

随着MR成像设备硬件的改进，如高梯度场、高切换率、相控阵线圈以及软件功能的开发，使MRH成像序列得以改进，成像时间进一步缩短。如单次激发快速自旋回波技术或半傅里叶采集单次激发快速自旋回波（HASTE）技术。它们以FSE序列为基础，采用RARE技术，应用单次激发采集，使成像速度加快，一个层面采集时间可不足2秒。应用超长回波链（200左右）更好地显示静态液，图像不需后处理，不产生图像信号错位伪影，有较高的分辨率，可任意选择成像平面。

MRH主要成像序列有：①屏气、2D、多层、HASTE加脂肪抑制序列。②屏气、2D、多层、HASTE IR加脂肪抑制序列。③屏气、2D、厚层或薄层、多回波链TSE序列。④3D、高分辨TSE 加脂肪抑制序列。⑤3D-CISS（STEAM）序列。

四、血管成像技术

磁共振血管造影（MRA）作为一种无创的血管造影技术，在血管性疾病的诊断中显示出其独特的地位。目前，临床常用的MRA技术有三种：时间飞跃法MRA（TOF-MRA）、相位对比MRA（PC-MRA）及对比增强MRA（CE-MRA）。

1.基本成像原理：MRI中流体效应及影响因素在MRI中，流体具有多种多样的流动特性，流动特性是MR影像对比度的一种决定因素。在各种不同成像序列或相同序列不同参数下，不同流动特性的流体组织MR影像呈现不同的信号强度，并且与周围静止组织之间产生不同对比度的现象，就是所谓流动效应。以层流来分析流体的信号表现。血流信号取决于流体的饱和效应和相位效应。

（1）饱和效应

1）流入相关增强（FRE）：所谓流入相关增强效应是指高速流动的自旋流进被饱和的激发容积内而产生比静态组织高的MR信号，也称流入效应或时间飞跃效应（TOF）。成像容积内的静态组织经多次激励，而处于饱和状态。成像容积外的流体未受到短TR脉冲序列的反复激励而保持高幅度的纵向磁化，在下一次脉冲激励时，产生很高的MR信号，因而流体与静态组织形成高对比信号图像。流入相关增强信号的强弱与

脉冲序列的TR、成像容积的厚度及流体的速度密切相关。当流速V＝层厚/TR时，流体的信号强度最大。

2）流出效应：与流入相关增强效应相反，高速流动的流体也可产生流出效应，流出效应使流体的信号丢失，称为流空或黑血。程度取决于脉冲序列、血流速度、层面厚度。在SE序列中，流出效应与流速及TE成正比，与层厚D成反比。当流速＝2D/TE时，流体信号为0，此时称为流空或黑血。

（2）相位效应

1）相位变化：在梯度磁场中，运动自旋都会产生相位变化，包括相位位移，流动效应及水分子的弥散运动等。这种单个自旋在梯度磁场中的相位改变，称相位漂移

（Phase shift）效应。相位漂移产生两种效应：①空间效应，它是由于质子群的质子磁化的相位位于管腔内不同半径位置所致。层流区相位弥散使信号丢失；层流的偶数回波自旋相位重聚，使信号增强。②时间效应，它是相位的相关变化。时间效应与搏动及湍流有关，产生变化的信号强度形成鬼影。

2）相位与MR信号：相位与信号强度有直接关系，如果同一体素内的自旋具有不同的相位漂移，其信号下降，这种现象称为相位弥散，一个体素的信号随相位弥散增加而减少，当相位弥散达到或超过360°时则完全消失。任何原因所致的磁场不均匀，都将导致相位弥散及信号下降。梯度磁场是MR成像中相位相关流动效应的直接原因。

3）梯度运动与相位改变：流动自旋质子发生相位移位，决定于几个因素：①梯度的强度与梯度脉冲的持续时间积分；②双极梯度正反两叶之间的间距时间；③高切变率流速所致的相位弥散。

在双极梯度脉冲，运动自旋间的净相位与其速度成正比，与梯度面积成正比，与正反梯度间隔时间成正比。因此，可通过净相位大小检测流体的流速。能够使某一特定流速的自旋净相位为180°的梯度称为流速编码梯度（Venc），用于相位对比血管造影。单纯使用去相位梯度可使运动自旋的相位弥

散达到或超过360°。从而消除流动自旋的信号，用于“黑血”技术。

双极梯度磁动量产生的净相位，可通过一组大小相等的“反向”双极梯度磁动量的“对抗”作用，使流动自旋的净相位为0，这种方法称为流动补偿（flow compensation，FC），又称梯度运动相位重聚（GMR）。所谓偶数回波效应就是基于这一原理，在首次回波不采集信号，在第二次回波时采集信号，此时流动自旋相位完全重聚，信号达最高水平。（3）时间飞跃法（TOF-MRA）

1）时间飞跃法（TOF-MRA）的原理：基于流体饱和效应中的流入相关增强效应，即成像层面的静态组织经过连续多次的短TR射频脉冲激发，其纵向磁化处于磁饱和状态。因此，每次激发时静态组织产生的MR信号幅度很小；而成像层面以外的流体未受到射频脉冲的反复激发，保持着高幅度的纵向磁化。当流体以一定的流速流入成像层面时（垂直于层面），流体的纵向磁化远远髙于静态组织的纵向磁化，在下一次射频脉冲激发产生MR信号时，流体的信号远远高于静态组织，这种现象称为流入相关增强（FRE）或时间飞跃（TOF）。每一层具有TOF效应的层面的流体（血管）表现为比周围组织更高的信号，将这些具有TOF效应的连续层面连接在一起，便可产生血流的整体、连续影像，即为TOF-MRA。

2）TOF-MRA成像的影响因素：从TOF-MRA的原理可以看出，血管走行完全在成像平面内则无法产生TOF效应。血流的速度太慢或成像层面厚度相对较大，则在短TR时间内流入成像层面的新鲜血流未能完全取代经过上一次采集留下的处于磁化饱和状态的血流，TOF效应减弱。因此，在TOF-MRA中应特别注意层面的方向和层面的厚度。因此所采用脉冲序列的TR、成像容积的厚度及流体的速度都是TOF-MRA成像的影响因素。

3D-TOF-MRA每次采集一个容积，使采集范围增大，其空间分辨力高，可获得各向同性的像素，是最常用的脑部动脉MRA 序列。3D-TOF-MRA采用容积采集，其层厚相对较大，在流出端的TOF效应较流入端减弱。为了解决这个问题，通常采用

多个薄层3D块部分重叠方式，这样既扩大了血管的显示范围，又控制了血流的磁化饱和效应，这就是脑部TOF-MRA最常用的MOSTA技术。

2D-TOF-MRA每次只激发一层，层厚较小，所以流入饱和效应较小，对于慢流，如静脉及静脉窦成像具有独到优势。

经过2D-TOF或3D-TOF采集的单层的所谓“原始”图像，经过后处理软件，将其连接在一起，并经过最大强度投影（MIP）重建，使高信号的血管连接在一起，而低信号的静态组织形成“背景”。

3）提高TOF-MRA流动静止对比的方法：①减少激励角度，使静态组织信号下降。②减小激发容积厚度，以减小流入饱和效应。③多块容积激发：将一个较大容积分成多个薄块激发，以减小流入饱和效应。④背景信号抑制：用磁化传递抑制技术（MTS）抑制背景大分子信号，突出流体信号。⑤信号等量分配技术：又称倾斜、优化、非饱和激发（TONE），激发角度随流入层面逐渐增加，以减小流入饱和效应的信号下降。

4）2D-TOF-MRA与3D-TOF-MRA的比较：①2D-TOF流入饱和效应小，对慢流、血流方向一致的血管显示好，流动静止对比好；3D-TOF流入饱和效应明显，成像块厚受血管流速制约，信噪比好。②2D-TOF层面厚，空间分辨率差，相位弥散强，弯曲血管信号有丢失；3D-TOF层厚较薄，空间分辨力高，对复杂弯曲血管的信号丢失少。③相同容积2D-TOF较3D-TOF 成像时间短。

（4）相位对比法（phase contrast MRA，PC-MRA）：原理是基于流体的相位效应。一组具有流速编码的相位图像与一组具有流动补偿的相位图像的“差图像”，即为表现流体和流向的相位对比图像。

当序列的流动敏感度过高时，则流动自旋在两种状态的相位差γ太小，血管信号强度不足；当序列的流动敏感度过低时，目标血管的流动自旋两种状态的相位差γ超过＋180°或小于－180°，称为相位“回卷”，高速流动自旋都表现为低信号。由此可见，PC-MRA成像的唯一决定因素就是流体的

流速。因此选择适当的流速编码梯度是PC-MRA成像的关键所在。

2D-PC-MRA常用于慢流静脉及静脉窦成像，由于2D-PC-MRA

能够准确反映流动自旋的流速和方向，结合ECG同步技术，常用于流体的流量分析。3D-PC-MRA的流动背景抑制较好，但其采集时间较TOF-MRA约长一倍。

（5）对比增强法磁共振血管造影MRA

（contrast enhanced MRA，CE-MRA）：不同于上述MRA

利用MR的流动效应显示血管，而是利用静脉内注射的顺磁性造影剂，在血管内产生缩短T1效应，而呈高信号。其适用范围广，实用性强，尤其是对胸腹部及四肢血管的显示极其优越。

在极短TR（≤5毫秒）与极短TE（≤2毫秒）的情况下，各种组织的纵向磁化恢复幅度都很少，即使是T1值较短的脂肪组织，其信号强度也很小。在血管内团注射2～3倍（0.2～0.3mmol/kg）常规剂量的磁共振顺磁造影剂，首先使动脉血液的T1值极短，而呈高信号。根据对比剂到达各级动脉血管的首过时间，设定目标血管数据采集的最佳时刻，使动脉与周围组织形成最强对比。同样可根据各级静脉的循环时间，设定最佳数据采集时间，使目标静脉血管与周围组织形成最强对比。

常用生理循环时间和团注试验或自动触发技术，确定对比剂峰值通过时间。根据序列的采集时间设定注射对比剂后开始扫描时间Td，使数据采集进行到一半时与对比剂峰值通过时间同步，使峰值时间数据填写在K空间中心，以获得最强对比。根据公式Td＝Tp－Ti/2－Ta/2，计算出Td。式中：Ti

为注射时间，Ta为采集时间，Tp为靶血管的峰值通过时间。CE-MRA对无生理运动的部位，还可以采用数字减影技术，消除背景其他组织，只保留血管影像，其原理与DSA技术相似。对所采集的3D原始图进行MIP重建处理。

（6）MRA图像后处理：MRA数据采集后获得的只是各个单层的源像，这些图像需通过计算机的后处理功能而取得三维立

体影像。目前常用的后处理技术有最大密度投影（MIP）和多平面重建（MPR）。

2.临床应用：MRA与其他一些临床血管造影检査方法相比，MRA有以下优点：

（1）是一种无损伤的检查技术。

（2）病人无需注射对比剂，特别适用于静脉血管弹性差、肝肾功能障碍的老人。

（3）可作三维空间成像，也能以不同角度成像，360°旋转观察。

（4）可部分替代有创伤性的血管造影检查，相比之下MRA费用低。不足表现为对于垂直大血管走行的分支血管容易产生假象，特别是颈动脉分叉部血管最明显。

在头颈部，MRA可清晰显示颅底动脉环（Willis环）及其分支，椎基底动脉、颈部椎动脉、颈总动脉分叉及颈内动脉等。主要用于颅内动脉瘤、血管狭窄和大血管闭塞的诊断。在胸腹部，使用心电门控和呼吸门控技术，可对胸部大血管病变如主动脉瘤、主动脉夹层、大动脉炎、肺动脉栓塞、动脉狭窄、大血管发育异常以及主动脉术后评价等进行诊断；亦可对腹腔内脏血管病变的评价。

在对外周围动脉的应用相对较多是下肢血管，常规2D-TOF-MRA法由于盆腔动脉扭曲严重，血管搏动、肠管运动及呼吸运动的影响，容易产生信号丢失，3D-CE-MRA在诊断盆腔动脉血管疾病方面优于常规MRA。

五、扩散加权成像技术

1.扩散成像的概念：扩散成像又称弥散成像，是利用对扩散运动敏感的脉冲序列检测组织的水分子扩散运动状态，并用MR图像的方式显示出来。扩散运动是分子的布朗运动，又称分子的热运动，是一种无规律的运动，其运动方向是随机的，即在任何方向都有运动轨迹，产生一个以运动轨迹为密度的“密度空间”。这个“密度空间”的范围在各个方向会逐渐增大，在一定方向上，其增大的距离（弥散距离）与相应扩散时间的算术平方根之比为一个常数，这个常数即为扩散系数D。在均匀介质中，任何方向的D值都相等，这种扩散

称为各向同性扩散；在非均匀的介质中各方向的D值不同，这种扩散称为各向异性扩散。可见，扩散系数除反映分子的扩散运动特性外，尚与扩散环境的介质有关。

物质的扩散特性通常以扩散系数D来描述。它是以一个水分子单位时间内自由随机扩散运动的平均范围（距离）来量度的，其单位是mm2/s。在室温下，自由水的D值是2.O×l0-

3mm2/s，正常脑组织的D值为（0.5～1.0）×l0-3mm2/s。

在病理状态下，水分子的扩散强度发生了变化。这种变化在普通SE序列中无法充分表现出来。而MR扩散加权成像就是针对水分子的扩散状况最大限度反映水分子扩散强度。

在扩散加权图像上，扩散系数越高，MR信号越低；序列的扩散敏感度b越高，其扩散加权越高。

2.扩散成像的临床应用：扩散加权序列对运动极其敏感，无论是人为运动还是生理运动都可产生对比的改变。因此，扩散加权成像一般可与EPI结合，也可以与快速梯度回波序列结合。EPI可冻结生理运动，实现真正的扩散加权对比。在临床上，扩散加权成像在脑梗死检测中具有重要临床价值，脑组织在急性或超急性梗死期，首先出现细胞毒性水肿，使局部梗死区脑组织的自由水减少，扩散系数显著下降，在扩散加权像上表现为高信号区，而T1、T2加权成像变化不明显。在脑白质区由于白质束的影响，水分子的扩散系数在空间各个方向是不相同的，可以反过来在不同方向上施加扩散敏感梯度，通过水分子在不同方向的扩散系数，观察白质束改变，还可用于肿瘤的评价。这些都是扩散加权成像的主要用途。

六、灌注加权成像技术

1.灌注成像的概念：灌注成像就是将组织毛细血管水平的血流灌注情况，通过磁共振成像方式显示出来，从磁共振影像角度评估局部的组织活力及功能，即为磁共振灌注成像。

以往已有多种方法可以对活体组织的灌注进行评价，如PET、SPECT等，都通过应用示踪剂完成对组织灌注的评估。磁共振灌注成像可以利用外源性示踪剂（顺磁性造影剂）或内源性示踪剂（自身血流）作为扩散示踪物。注射外源性示踪剂产

生灌注成像的方法，称对比剂团注示踪法；利用内源性示踪物产生灌注成像的方法称动脉血流自旋标记法。

2.对比剂团注示踪法的原理及方法：利用团注磁共振顺磁性对比剂二乙二胺五醋酸钆（Gd-DTPA）产生的“质子-电子-电子偶极质子效应”，对比剂瞬间首过时，使成像组织的T1、T2值缩短，尤以T2值缩短明显。同时利用超快速成像方法来获得成像的时间分辨率，观察在静脉团注顺磁性对比剂后微循环周围组织的T1、T2*值的变化率，进一步计算组织血流灌注的方法。

3.动脉血自旋标记法：利用自身的动脉血液为示踪剂。这一技术要求到达采集区域的动脉血流处于磁饱和状态。在血流到达脑部之前（颈部），必须进行自旋饱和处理。饱和状态的自旋质子流入脑组织与局部血管床内外质子进行交换，使局部脑组织的信号下降。通过测量兴趣区脑组织影像信号的强度，并研究其是否受动脉血流自旋标记的影响，可以获得局部脑组织的灌注信息。实际上，这些组织磁化强度的改变，依赖于组织的T1值及局部的血流量。应用这一技术，可以获得脑血流量图、通过时间，并能估计饱和程度。

4.灌注成像的临床应用：用于脑梗死及肝脏病变的早期诊断、肾功能灌注。对比剂引起的T1增强效应适应于心脏的灌注分析，因为对比剂能够进入组织间隙，而且每次成像所需要的对比剂浓度较少，可以多次重复扫描观察整个心脏的灌注情况。T2*成像所需要的对比剂剂量较大（0.4ml/kg）。

目前，磁共振Gd-DTPA灌注成像是半定量分析，定量研究还需获得供血动脉内的对比剂浓度变化、Gd-DTPA的组织与血液的分配系数等。

七、波谱成像技术

磁共振波谱成像（MRS）是利用化学位移进行MR波谱扫描，分析生化物质结构及含量的MR成像技术。可了解、获取体内生化信息，对疾病诊断有一定作用。

1.基本成像原理：采用相互垂直的三个方向的层面选择梯度磁场，使共振仅发生在一个3D容积内，完成“定域”共振。

利用化学位移频差，使“定域”内化学物质谱线分离显示。例如31P定域波谱技术，局部1H波谱分析。

局部1H波谱分析——水共振抑制技术又称点分辨波谱（PRESS）。由于1H在组织中的浓度很高，远远超过体内生化代谢产物在波谱中的信号强度，因而其他生化代谢产物的波谱无法辨认。为了使这些生化代谢产物的波谱显示出来，必须消除水的信号。通过使用以水的共振频率为中心发射窄带宽的饱和脉冲使水被饱和，然后再行激发和采集，即可使低浓度的生化代谢物质的波谱清晰可辨。

MRS定位技术精确是确保MRS有效性的关键技术。定位技术是将产生MR信号的组织控制在一定容积的感兴趣体内，MRS的结果分析就非常容易，因此，将MRS信号限定在一个理想的体积内被称为定位。目前临床应用比较广泛的在体MRS定位技术有深部分辨表面线圈波谱分析法，在体成像选择波谱分析法，激励回波探测法（STEAM），点分辨波谱法（PRESS），化学位移成像定位方法等。

2.临床应用：MRS是目前唯一一种能无创探测活体组织化学特性的方法。在许多疾病过程中，代谢改变先于病理形态改变，而MRS对这种代谢改变的潜在敏感性很高，故能提供早期病变检测信息。

虽然MRI和MRS都基于相同的原理，但两者之间还存在许多差异。对于临床来说最大的差别就是MRI得到的是解剖图像，MRS提供的是定量的化学信息，一般以数值或图谱来表达。磁共振波谱成像（MRS）则以图像形式提供代谢信息。MRS在脑、心脏、肝脏、肾脏、骨骼肌、前列腺等方面的应用都有研究。

八、磁敏感加权成像技术

磁敏感加权成像（SWI）是新近发展起来的成像技术。实质上，SWI是一个三维采集，完全流动补偿的、高分辨率的、薄层重建的梯度回波序列，它所形成的影像对比有别于传统的T1WI、T2WI及PDWI，可充分显示组织之间内在的磁敏感特性的差别，如显示静脉血、出血（红细胞不同时期的降解成分）、铁离子等的沉积等。

1.基本成像原理：与传统的梯度回波采集技术不同，SWI运用了分别采集强度数据（magnitude data）和相位数据（phase data）的方式，在此基础上进行数据的后处理，可将处理后的相位信息叠加到强度信息上，强调组织间的磁敏感性差异，形成最终的SWI图像。

物质的磁敏感性是物质的基本特性之一，可用磁化率表示，磁化率越大物质的磁敏感性越大。某种物质的磁化率是指该物质进入外磁场后的磁化强度与外磁场的比率。反磁性物质的磁化率为负值，顺磁性物质的磁化率为正值，但一般较低，铁磁性物质的磁化率为正值，比较高。

无论是顺磁性还是反磁性的物质，只要能改变局部磁场，导致周围空间相位的改变，就能产生信号去相位，造成T2*减小。去相位的结果不取决于物质是顺磁性还是反磁性，而取决于物质在一个体素内能多大程度地改变磁场。如钙在脑内的结合状态是弱反磁性物质，但大多数情况下它可以产生局部磁场，导致信号去相位，造成T2*缩短，信号减低。

2.临床应用：由于SWI对去氧血红蛋白等顺磁性成分敏感，因此在小静脉的显示上有其独到的优势。目前临床上主要应用于中枢神经系统，包括脑创伤的检查、血管畸形尤其是小血管及静脉畸形的检查、脑血管病、退行性神经变性病以及脑肿瘤的血管评价等。