（3）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3ms，可得到纯水的三维图像。
（4）MR波谱分析（MRS） MR波谱分析是利用化学位移进行MR谱扫描，分析生化物质结构及含量的MR技术。可了解、获取体内生化信息，对疾病诊断有一定作用，。
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P定域波谱技术，局部H波谱分析。
局部H波谱分析——水共振抑制技术又称点分辨波谱（Point RE Solved
1
1
31
Spectroscopy,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（10
－6
）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
谱清晰可辩。
3、MRS定位技术 精确定位是确保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定位技术有深部分辩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），点分辩波谱法(PRESS)，化学位移成像定位方法等。
4、磁共振波谱临床应用 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，但二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（MRSI）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。
三、水成像技术
（一）MR水成像概念
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。
（二）MR水成像原理
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。
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，无对比剂副反应问题；③获得多层面、多方位图像；④适应症广，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。
（三）MR水成像应用
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立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2s。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、HASTEIR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。
2009年“全国卫生专业技术资格考试指导”“放射医学技术“（64）
中级《专业实践能力》（4）
第十六章、MR检查技术
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）。
（一）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，这种方法又称为流动补偿（Flow Compensation,
0
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。
（二）时间飞跃法磁共振血管造影
1、TOF-MRA原理 时间飞跃法MRA（TOF-MRA）的原理是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高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（inplan）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，这样即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）,激发角度隋流入层面逐渐增加，以减小流入饱和效应的信号下降。
4、2D-TOF与3D-TOF MRA的比较
（1）2D－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。
（2）2D－TOF层面厚，空间分辨力差；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。 （三）相位对比磁共振血管造影