相位对比MRA（Phase Contrast MRA, PC-MRA）的原理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PCA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能够准确反应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。
（四）对比增强磁共振血管造影
对比增强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（≤5ms）与极短TE（≤2ms）的情况下，各种组织的纵向磁化恢复幅度都很少，既使是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体重）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，消除背景其它组织，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。
（五）MRA图像后处理
在进行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）。
（六）MRA临床应用
MRA与其他一些临床血管造影检查方法相比，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费用低且检查时间短。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MRA 2D TOF法由于盆腔动脉扭曲严重，血管博动、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 （一）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氏运动，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）与相应扩散的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mm/s。在室温下，自由水的D值是
2
2.0×10-3mm2/s，正常脑组织的D值为（0.5～1.0）×10-3mm2/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应水分子扩散强度。
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。
（二）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塞检测中具有重要临床价值，脑组织在急性或超急性梗塞期，首先出现细胞毒性水肿，使局部梗塞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 （一）灌注成像的概念
1、概述 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：对比剂团注示踪法的原理及方法是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力，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：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。
（二）灌注成像的临床应用
用于脑梗塞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量较大（0.4mm/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。
2009年“全国卫生专业技术资格考试指导”“放射医学技术“（65）
中级《专业实践能力》（4） 第十六章、MR检查技术
第四节 图像质量控制 一、 影响图像质量的因素
优质的图像必须能如实地反映人体的解剖结构，提供足够的诊断信息。通过分析，对图像质量进行评价，其中包括使用的技术参数和程序。这些参数能在客观上评价影像质量。
MR图像上组织之间的对比度依赖于组织的特定参数（内在的）和操作者选择的参数（外在的）。内在的参数主要包括质子密度N（H）、纵向弛豫时间（T1）、横向弛豫时间（T2）、化学位移、血流和脑脊液流动、分子扩散和组织灌注特性等。而外在的参数是脉冲序列参数，主要是指重复时间、回波时间和梯度回波中的翻转角。
（一）MR图像特征参数及评价方法 1、MR图像特征参数
对MR图像质量的评价，有很多客观指标，但有些指标并非反映图像本身的质量，而是通过图像质量的变化反映机器性能及状态。MR图像质量指标包括：噪声、信噪比、对比度、分辨率、伪影等。
（1）噪声 指图像视野的随机信号，是图像信号的统计学差异。其主要来源为样体分子的热运动及系统的电子电路的电阻，是MR成像中应尽量避免的信号。
（2）信噪比 是指平均信号强度与平均噪声强度的比值。信噪比是衡量图像质量最重要的指标。它受多种因素影响，如磁场强度、像素大小、重复时间、回波时间、反转时间、层厚、FOV大小、矩阵、信号平均次数等。
（3）对比度 是指不同兴趣区域的相对信号强度差，在不影响图像整体质量条件下，应尽量追求好的对比度。
（4）分辨率 是图像对样体细节结构的分辨能力。包括空间分辨率、密度分辨率及时间分辨率。
（5）伪影 是指除噪声外的非样体结构影像及样体结构的影像异位。其表现多种多样，是MR成像中应尽量避免的现象。
2、特征参数评价
（1）噪声与信噪比 MR的噪声主要来源于热噪声，它是由线圈电阻及物体“黑体”辐射所致。信号强度与体素的大小及平均自旋密度成正比。
MR图像上信号及噪声的测量，首先利用统计学功能，选定一个信号最均匀、信号强度较高的区域作为兴趣区，并记录该兴趣区信号的平均值M。接着将兴趣区移至主体影像以外的背景噪声区域，使兴趣区尽可能大些，计算其标准差D。
SNR=M/D 如M=860 D=20 则SNR=860/20=43 （2）MR图像对比度及对比度噪声比