磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）是肝臟檢查的主要影像學(xué)手段之一。與CT相比，MRI具有更高的組織間信號對比、顯示病灶更加明顯、沒有放射性等優(yōu)勢；而且可以提供許多反映組織特性的技術(shù)，比如彌散成像、脂肪及鐵含量的測定等。重T ₂加權(quán)（T ₂W）的水成像技術(shù)，如MR膽胰管成像 （magnetic resonance cholangiopancreatography，MRCP），不需要注射造影劑，即可以無創(chuàng)反映膽道與胰腺管道的解剖。需注射造影劑時，MRI造影劑的注射劑量遠(yuǎn)小于CT碘造影劑，更容易被患者接受。此外，肝臟特異性造影劑在具有細(xì)胞外間隙造影功能的同時，還能夠體現(xiàn)肝細(xì)胞對于造影劑的攝取功能。MRI的局限性包括檢查費用較高、掃描時間長及對患者的配合要求較高等。患有幽閉恐懼癥或者裝有MRI不兼容體內(nèi)移植物（如心臟起搏器）的患者常常不能接受MRI檢查。

肝MRI檢查時可以選擇不同的參數(shù)，得到不同加權(quán)的圖像，從而反映不同的組織特性信息。醫(yī)生及技師須掌握MRI技術(shù)原理，并具有優(yōu)化成像參數(shù)的技能，以便根據(jù)不同的臨床需求選擇合適掃描方案，以較簡約序列組合滿足臨床診斷的需求。掃描時盡量減少偽影，并在需要時選擇合適的造影劑。進(jìn)行掃描前應(yīng)對患者說明磁場的一般知識，強(qiáng)調(diào)在整個檢查過程中保持身體位置固定的重要性，并囑咐患者保持淺而有規(guī)律的呼吸，尤其是在圖像采集過程中避免突然的深呼吸。掃描體位一般為仰臥位，可使用泡沫墊支撐膝關(guān)節(jié)，這對于固定患者體位和提高患者依從性頗為重要。放置一個腹部墊可有助于減少在3T磁場下的介電效應(yīng)。

MR掃描方案應(yīng)該快速、全面且標(biāo)準(zhǔn)化，以實現(xiàn)圖像質(zhì)量和診斷信息的可重復(fù)性和一致性，同時兼顧臨床個性化需求。MR掃描方案應(yīng)可用于評估肝實質(zhì)、血管系統(tǒng)和膽道系統(tǒng)。肝臟一般使用體部線圈或者軀干相控陣線圈進(jìn)行掃描。相控陣線圈可使用并行成像（parallel imaging）以加快掃描或提高空間分辨率。多通道、多元件相控陣線圈及并行成像技術(shù)的應(yīng)用可以提高信噪比（signal-to-noise ratio，SNR）、加快 k空間的采集及減少磁敏感偽影。目前并行成像的加速度因子很少大于2，以減少偽影和信號損失。壓縮感知（compressed sensing，CS）是一種建立在信號包含冗余信息基礎(chǔ)上的信號處理技術(shù)。磁共振信號在k空間中具有稀疏性和可壓縮性，因此通過稀疏重建算法可以獲得高質(zhì)量的圖像。近年來，壓縮感知成像技術(shù)在磁共振應(yīng)用領(lǐng)域內(nèi)發(fā)展快速，成為一個磁共振成像的新加速技術(shù)。目前該技術(shù)已經(jīng)陸續(xù)出現(xiàn)在各個主要磁共振供應(yīng)商的產(chǎn)品中。相控陣線圈可以提高信噪比，但同時也會增加皮下脂肪信號強(qiáng)度，從而加重呼吸運動等帶來的偽影。使用脂肪抑制序列可以減少這些偽影。

雖然近年來磁共振技術(shù)發(fā)展快速，但肝臟成像質(zhì)量仍受到偽影的影響，尤其是運動偽影。掃描前應(yīng)訓(xùn)練患者，使其在掃描期間保持平靜。即便如此，肝臟MR掃描仍受到難以避免的生理運動（如呼吸運動及心臟跳動）的影響。另外血流和血管搏動、胃腸蠕動等都可能影響圖像采集，導(dǎo)致圖像模糊和重疊。減少運動偽影的方法主要包括增加信號采集次數(shù) （number of signal averaging，NSA）、應(yīng)用快速掃描序列及普遍使用脂肪抑制技術(shù)等。呼吸門控技術(shù)可以降低呼吸運動的影響，但會增加掃描時間，而且不能完全消除呼吸運動帶來的偽影。因為只有良好的屏氣才能使肝臟完全靜止，而呼吸門控中肝臟并沒有完全靜止（圖1-2-4-1）。心臟運動主要影響肝左葉，可以通過心電門控技術(shù)加以抑制，但同樣會延長掃描時間，目前臨床上使用較少。

避免血流偽影的主要方法是預(yù)飽和帶和血流補償技術(shù)。預(yù)飽和帶應(yīng)用于靶區(qū)上下的血管，對于T ₁加權(quán)梯度回波（gradient echo，GRE）序列尤其重要。血流補償或梯度動量消除技術(shù)（gradient moment nulling techniques）只能校正流速穩(wěn)定的血流，而且這些技術(shù)會導(dǎo)致TE的增加，因此主要應(yīng)用于T ₂加權(quán)序列。抗痙攣藥可減少胃腸蠕動引起的運動偽影，但對于肝臟MR通常并不需要使用。

在人體自由呼吸的狀態(tài)下，肝臟隨呼吸而移位的情形比較復(fù)雜。肝臟不僅有剛性的移位，而且存在更復(fù)雜的非剛性移位，同時左側(cè)肝葉也容易受到來自心臟跳動的影響。臨床中比較常用的減少肝臟移位的方法就是屏氣掃描。但是對于一些高齡患者或難以配合的兒童患者來說，屏氣掃描較難實現(xiàn)。肝臟MR成像對運動的敏感性主要受到傳統(tǒng)磁共振采集方法的影響。傳統(tǒng)磁共振采集的時候，k空間填充的方式是笛卡爾填充，即逐行采集的方式填充。每條平行線在信號的相位上存在差異，即通常所稱的“相位編碼”。如果在采集過程中組織發(fā)生運動，就會產(chǎn)生相位的偏移，擾亂相位編碼。這種相位的偏移，在信號上表現(xiàn)為平行移動，即圖像上的混疊偽影。即使在采集中采用導(dǎo)航或者呼吸門控的方式，仍有部分患者存在這種呼吸運動所導(dǎo)致的偽影。這種情況可以通過改變k空間填充的方式來改進(jìn)。例如，采用徑向的填充方式，沿著旋轉(zhuǎn)輻條采集數(shù)據(jù)（圖1-2-4-2）。由于輻條在中心的重疊，如果各個輻條出現(xiàn)“抖動”，也不會出現(xiàn)k空間覆蓋中的間隙。因此使用該方案不會出現(xiàn)混疊偽影。同時，k空間中心的重疊采樣也會有一個運動平均的效果。這種徑向采集數(shù)據(jù)的不連續(xù)性可能導(dǎo)致“條紋”狀偽影。然而在絕大多數(shù)的情況下，條紋對圖像質(zhì)量只有輕微的影響，并且由于其特有的視覺外觀，很容易被識別。該采集方法相對于傳統(tǒng)的笛卡爾方式更加復(fù)雜，需要更復(fù)雜的重建算法、更高的磁場均勻性，且需要更加精準(zhǔn)的時變梯度場。近年來，隨著硬件技術(shù)的發(fā)展以及重建算法的發(fā)展，在臨床磁共振機(jī)器上實現(xiàn)徑向采集已經(jīng)可行。

該技術(shù)在臨床上最主要的應(yīng)用就是在腹部實現(xiàn)自由呼吸狀態(tài)下的數(shù)據(jù)采集。徑向采集的方法可以在持續(xù)淺呼吸期間采集數(shù)據(jù)，因此成為無法維持屏氣的患者首選的采集方式（圖1-2-4-3）。目前徑向采集作為運動不敏感T ₁加權(quán)序列方案，已獲得廣泛應(yīng)用。各個磁共振廠商在臨床上開發(fā)出一些自由呼吸的序列，如 3DVANE、StarVIBE、LAVA Flex。

在檢查開始時一般先用單次激發(fā)快速自旋回波（single shot fast spin echo，SSFSE）掃描冠狀面、矢狀面和橫斷面，以提供肝臟和上腹部的初步概覽。然后標(biāo)準(zhǔn)肝臟掃描方案的其余序列通常在橫斷面上掃描，包括T ₁加權(quán)及T ₂加權(quán)序列橫斷位掃描。需要了解解剖關(guān)系時，額外再掃描冠狀面或矢狀面的細(xì)節(jié)圖像。單次快速自旋回波用于橫斷面序列定位時，采用長TE的強(qiáng)T ₂W圖像（比如TE為180~200ms）。該序列單個激發(fā)脈沖后，緊接一系列180°重聚焦脈沖，產(chǎn)生回波鏈（echo trains），一次完成k空間的填充，也可以通過采集一半的k空間[比如半傅立葉采集的單次激發(fā)快速自旋回波（half Fourier single shot turbo spin echo，HASTE）序列]來進(jìn)一步加速。采集每個切面只需要1s或更短，并且整個采集過程中只需要一次或兩次屏氣。這些序列對磁敏感性差異較不敏感，受到運動偽影的影響比較小。其強(qiáng)T ₂加權(quán)特點可用于區(qū)分實體肝腫瘤、囊腫及血管瘤。由于單次激發(fā)快速自旋回波使用長回波鏈，軟組織細(xì)節(jié)可能欠清晰，同時不建議對此序列使用抑脂技術(shù)，因為使用抑脂技術(shù)會使肝臟邊緣欠清楚，并進(jìn)一步降低已經(jīng)相對較低的整體信號。

當(dāng)掃描視野（field of view，F(xiàn)OV）相對于腹部太小時，會導(dǎo)致卷褶偽影。卷褶偽影可能出現(xiàn)在相位編碼方向，也可能出現(xiàn)在三維掃描技術(shù)層面的切面方向。這些卷褶偽影可以通過增加FOV、使用預(yù)飽和脈沖技術(shù)或使用相位過采樣來校正，但后一種選擇會增加掃描時間。空氣或金屬磁敏感性引起的磁場不均勻，常常導(dǎo)致局部信號丟失、圖像畸變和脂肪抑制不均勻。梯度回波序列對于磁場不均勻特別敏感，縮短TE有助于減輕這些偽影。快速自旋回波（fast spin echo，F(xiàn)SE）受到這些偽影的影響相對較輕。

T ₁加權(quán)序列有助于檢出脂肪和其他T ₁高信號的物質(zhì)，例如出血、高含量的蛋白質(zhì)、銅或糖原的沉積等，而液體或纖維化物質(zhì)在T ₁加權(quán)序列上顯示為低信號。現(xiàn)在掃描常規(guī)使用GRE序列，GRE序列對磁敏感偽影非常敏感，因此可以幫助檢測鐵、鈣、空氣或金屬的存在。為了盡可能減少T ₂ ^?衰減，TE選擇最短的時間。

雙回波成像（圖1-2-4-4）可觀察同一成像體素中共存的脂肪/水分子抵消效應(yīng)。為抵消TE延長造成的信號強(qiáng)度降低，反相位TE應(yīng)低于同相位TE。通常場強(qiáng)在1.5T時，反相位TE為2.3ms，而同相位TE為4.6ms。3T時，反相位 TE為 1.15ms，而同相位TE為2.3ms。由此雙回波成像可以觀察肝實質(zhì)或者肝臟病變中的細(xì)胞內(nèi)脂肪。目前改進(jìn)的Dixon技術(shù)三維成像序列的使用越來越多。后者通過加減同反相位圖像，分別獲得脂-水分離的圖像，有助于達(dá)到更好的圖像均一性、脂肪抑制及更薄的切面。

T ₂加權(quán)序列橫斷位掃描臨床上常常使用FSE序列。TR一般為2 500ms，TE為60~120ms（最佳80~100ms），產(chǎn)生中等T ₂加權(quán)。 這種類型的序列主要檢測的信息是液體含量，可以用于區(qū)分實性、囊性病灶及水腫等。

由于腹部脂肪存在高信號強(qiáng)度磁化轉(zhuǎn)移效應(yīng)（magnetization transfer），F(xiàn)SE T ₂加權(quán)序列應(yīng)常規(guī)應(yīng)用脂肪抑制。現(xiàn)有的脂肪抑制方法基于共振頻率特征或者脂肪的T ₁弛豫時間。主要有：①化學(xué)位移選擇（chemical shift selective，CHESS）抑制是臨床上常用的脂肪抑制技術(shù)之一，可在磁化準(zhǔn)備過程中抑制來自脂肪的信號。除此自外，也可同時在空間和頻譜上選擇性直接激勵水的信號來實現(xiàn)脂肪抑制的效果。當(dāng)磁場不均勻性較顯著時，CHESS等頻率選擇方法在選擇性激勵脂肪中的質(zhì)子則經(jīng)常失敗。②反轉(zhuǎn)恢復(fù)法（inversion recovery，IR），其原理依賴于脂肪較短的T ₁弛豫時間，通過非選擇性反轉(zhuǎn)使磁化準(zhǔn)備中脂肪的信號等于0，然后延遲時間與脂肪T ₁相匹配。短時反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列（short time inversion recovery sequences，STIR）是基于快速自旋回波 T ₂加權(quán)序列的一種抑脂序列，可以用于替代化學(xué)位移選擇性抑脂。當(dāng)使用適當(dāng)?shù)姆崔D(zhuǎn)時間 （場強(qiáng)1.5T時約150ms）時，其脂肪抑制不依賴脂肪局部的磁場均勻性，特別適合于偏離磁體中央的解剖部位（如肩關(guān)節(jié)、四肢小關(guān)節(jié)等）的脂肪抑制。該序列抑制脂肪信號比較徹底，可增加局灶性病變的對比。然而因為受到磁化率的變化和磁場的非均勻性的影響，脂肪中質(zhì)子的共振頻率和T ₁時間常常并不均一。另外與脂肪T ₁弛豫時間相近的組織 （比如一些血液或釓增強(qiáng)組織）也會被非特異性的抑制，這使得該方法與縮短T ₁弛豫時間的造影劑不兼容，因此不能用于增強(qiáng)掃描。因此肝臟MRI較少使用該序列。③脂肪抑制的其他方法包含頻譜預(yù)飽和翻轉(zhuǎn)恢復(fù)（spectral presaturation with inversion recovery，SPIR）和頻譜選擇性反轉(zhuǎn)恢復(fù)（spectral attenuated inversion recovery，SPAIR），為化學(xué)位移選擇與短時反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列的整合。上述方法都有一些缺點，如掃描時間長、信噪比低、比吸收率（specific absorption rate，SAR）值高等。

磁共振胰膽管成像（magnetic resonance cholangiopancreatography，MRCP）在許多胰膽疾病的非侵入性檢查中發(fā)揮重要作用。MRCP最早在90年代初期提出，目前其成像的分辨率、信噪比及快速成像方面已有長足發(fā)展。MRCP主要利用重T ₂效應(yīng)成像，即腹部靜止的充滿液體的結(jié)構(gòu)（具有較長的T ₂弛豫時間）和相鄰的軟組織（具有更短的T ₂弛豫時間）之間的T ₂弛豫時間差異。在重T ₂加權(quán)序列上，軟組織由于T ₂弛豫時間短，表現(xiàn)為低信號，而膽管樹和胰管內(nèi)靜止或者緩慢流動的液體在MRCP上表現(xiàn)為高信號。

重T ₂加權(quán)序列最初通過穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動（steadystate free precession，SSFP）梯度回波序列實現(xiàn)，后來長TE時間的快速自旋回波序列也被用于MRCP。衍生于快速自旋回波技術(shù)的一些技術(shù)，例如HASTE序列、快速恢復(fù)快速自旋回波（fast relaxation fast spin echo，F(xiàn)RFSE）、快速增強(qiáng)快速獲取（rapid imaging with refocused echoes，RARE）技術(shù)，均可用于 MRCP。 為了減少呼吸運動的影響，可使用屏氣或呼吸觸發(fā)的掃描方式。從成像的方式來講，可使用二維或三維的成像方式，其中三維成像可以提供更高的圖像信噪比。同時各向同性的掃描也允許進(jìn)行三維多平面重建及最大強(qiáng)度投影重建（圖1-2-4-5），從而可在各個不同的方向上進(jìn)行直觀觀察。同時上述加速技術(shù)、并行采集、壓縮感知技術(shù)等的應(yīng)用，可更進(jìn)一步的縮短MRCP成像時間，使得三維成像在臨床上更加方便。

彌散是水分子隨機(jī)運動的物理過程，這種運動在組織中一般受到細(xì)胞膜的限制。活體組織內(nèi)的水分子運動包括血管內(nèi)快速移動的水分子 （灌注）及一般細(xì)胞內(nèi)或者細(xì)胞間隙中的移位較慢的水分子（彌散），其中后者由布朗運動引起。組織內(nèi)水分子的彌散一般通過一對外加梯度磁場來測量；這對梯度磁場可讓水分子中的質(zhì)子自旋去相位又復(fù)相位。外加梯度磁場下質(zhì)子自旋沿梯度方向去相位后，由于彌散運動，在第二個梯度場的作用下并沒有完全復(fù)相位，從而導(dǎo)致測量到的信號強(qiáng)度衰減。水分子彌散越快，信號衰減越大。因此水分子的彌散表現(xiàn)為彌散加權(quán)成像 （diffusion weighted imaging，DWI）圖像上的低信號。Stejskal和Tanner首先描述了用于觀察和測量水分子彌散的MRI實驗。他們通過在180°重聚脈沖的前后施加梯度磁場脈沖來觀察彌散。他們應(yīng)用的序列實際上是標(biāo)準(zhǔn)的T ₂加權(quán)成像序列的一個變形，然而單個彌散加權(quán)圖像只能測量沿該彌散梯度磁場方向的彌散。肝臟DWI成像通常是通過三個方向的三個彌散梯度磁場（ x， y， z）來測量，從而提供平均彌散加權(quán)圖像。

單次激發(fā)自旋回波平面回波成像（echo planar imaging，EPI）結(jié)合脂肪抑制是DW-MRI最常用的序列。TR的設(shè)置應(yīng)該大于2 500ms，至少應(yīng)該是典型轉(zhuǎn)移病變的T ₁的3倍。為了改善圖像質(zhì)量，通常使用短TE。為了加快掃描速度，一般使用較小的矩陣（通常為128×128），因此其圖像內(nèi)在空間分辨率低于其他序列的圖像。

通過設(shè)置不同的梯度磁場強(qiáng)度可以得到彌散加權(quán)輕重程度不同的DW圖像。梯度磁場強(qiáng)度（或者其持續(xù)時間）用b值來表示，單位為s/mm ²。掃描開始時可以獲得一個b值為0的序列，也就是不應(yīng)用梯度磁場，這個圖像與T ₂加權(quán)抑脂圖像信息相似，不含彌散的信息。然后掃描一個使用低b值（b<100s/mm ²）的DWI，接著再掃描一個使用高b值（例如b=800s/mm ²）的DWI。在臨床實踐中，由于正常肝實質(zhì)的T ₂弛豫時間相對較短（1.5T時約46ms，3.0T時約24ms），用于臨床成像的b值通常不宜高于1 000s/mm ²，更高b值的DWI常常信號太低，會接近噪聲水平。DWI可以在屏氣時進(jìn)行，也可以選擇在自由呼吸時采集多次信號來減少呼吸運動的影響。自由呼吸DWI可以結(jié)合呼吸門控。心臟跳動可以導(dǎo)致肝左葉水分子自旋失復(fù)相位，從而產(chǎn)生偽影。當(dāng)屏氣時，b值越高，偽影越多，并導(dǎo)致肝左葉ADC測量值過高。通過心電門控可以減少這種偽影。單位時間彌散距離大的水分子質(zhì)子（例如血流）信號強(qiáng)度在小b值（100~150s/mm ²）時就快速衰減。非0的低b值 （b<100s/mm ²）DWI圖像存在“黑血”效應(yīng) （black blood effect），使血管呈現(xiàn)低信號，這樣可以提高位于暗血管附近的病變的顯著性，有助于病灶檢出。相對于b值較高的圖像，低b值圖像呈現(xiàn)出更高的信噪比，并且受到偽影的影響較小。而當(dāng)使用較高的b值（例如，b>500s/mm ²）時，與正常肝臟相比，彌散距離小的水分子質(zhì)子（如腫瘤細(xì)胞內(nèi)的水分子）的信號衰減相對較少，在彌散受限區(qū)域表現(xiàn)為高信號。

大多數(shù)MRI設(shè)備都可以進(jìn)行DWI掃描而不需要專門的硬件。DWI的采集速度相對較快并且不需要注射造影劑。DWI越來越多的應(yīng)用于肝臟，其在肝臟腫瘤診斷中的優(yōu)勢：①有助于提高病變的檢出率和診斷效能，如檢出亞厘米級別的小腫瘤（圖1-2-4-6）；②可以預(yù)測和監(jiān)測腫瘤治療效果。但是DWI在區(qū)分實性良惡性肝臟病變中的作用有限，通常需要額外的增強(qiáng)MRI序列。

常用的擬合b值和DWI圖像信號間關(guān)系的數(shù)據(jù)模型有單指數(shù)衰減模型（mono-exponential decay model）和雙指數(shù)衰減模型（bi-exponential decay model）。ADC值按照單指數(shù)衰減模型擬合兩個或者兩個以上的 b 值：ADC=log _e（S ₀/S ₁）/（b ₁-b ₀）。 目前 b值沒有統(tǒng)一的標(biāo)準(zhǔn)，0~800s/mm ²或者0~1 000s/mm ²的b值應(yīng)用較多，50~800s/mm ²的b值也有應(yīng)用，其中b=50s/mm ²時圖像的T ₂加權(quán)對病變診斷有一定優(yōu)勢 （圖1-2-4-7）；圖像黑血的效果比較明顯，血液信號被抑制以后，計算出的ADC可能在一定程度上剔除灌注效應(yīng)的影響。按照單指數(shù)衰減模型，ADC值擬合用的三個 b值包括 0、50s/mm ²、800s/mm ²。表觀彌散系數(shù)圖（apparent diffusion coefficient map，ADC map）顯示的是每個像素的ADC計算值，可以直觀地反映組織彌散特點。ADC值通常以×10 ^-3mm ²/s為單位。DWI圖像上水分子彌散越快的區(qū)域信號越低，而ADC圖上水分子彌散越快的區(qū)域信號越高。通過在ADC圖上繪制感興趣區(qū)（region of interest，ROI），可以得出 ROI中 ADC 的平均值或中位數(shù)。ADC值決定于計算它們的方法和b值的選擇。如上所述，如果ADC像素圖由b=0和低b值計算而得到，這樣的ADC圖融合了灌注和彌散兩種效果。而如果ADC像素圖由兩個較高的b值計算而得到，其ADC圖主要表達(dá)的是彌散效果。用于DWI的最優(yōu)b值仍然存在爭議，因此計算ADC的方法在不同的研究中有很大的差異。為了有助于比較，可以將用于計算ADC的b值附在ADC旁。例如，若用 50s/mm ²、200s/mm ²、400s/mm ²的 b 值來計算 ADC，可以將 ADC 表述為 “ADC（b=50、200、400）”。

體素內(nèi)不相干運動（intravoxel incoherent motion，IVIM）成像用雙指數(shù)衰減模型（bi-exponential decay model）來反映b值和DWI圖像信號間的關(guān)系，其可以反映組織中水分子分別由灌注和彌散引起的移位。IVIM成像序列一般由一個沒有彌散成像梯度磁場的成像（b=0）及一系列不同強(qiáng)度（或不同持續(xù)時間）的彌散成像梯度磁場的成像（比如 b=3s/mm ²、10s/mm ²、25s/mm ²、30s/mm ²、40s/mm ²、45s/mm ²、50s/mm ²、80s/mm ²、200s/mm ²、300s/mm ²、 400s/mm ²、 500s/mm ²、 600s/mm ²、 700s/mm ²、800s/mm ²）（圖1-2-4-8）所組成。按照雙指數(shù)衰減模型，擬合的公式為：

D _slow反映水分子彌散移位的快慢，D _fast反映血液灌注的水分子移位的快慢，PF反映灌注占的百分比。

IVIM參數(shù)取決于b值的個數(shù)、分布以及分段擬合時的閾值 b值（圖1-2-4-9）。 此外，PF、D _slow、D _fast對閾值b值的依從性在健康肝臟和纖維化肝臟之間存在差異，健康肝臟對閾值b值的依從性更高。IVIM彌散圖像序列可以采用全擬合 （full fitting）或分段擬合（segmented fitting）來進(jìn)行擬合。分段擬合分析是目前肝臟IVIM彌散分析最常用的方法，b=200s/mm ²通常被選為閾值（圖1-2-4-9）。當(dāng) b≥200s/mm ²時，灌注對信號衰減的影響可以忽略。假設(shè)在閾值b以上時，信號與 log（Signal b/signal 0）的關(guān)系為線性，其斜率即為D _slow。但是肝IVIM分析的最佳閾值b值仍未確定。最新報道顯示與常用的200s/mm ²閾值相比，60s/mm ²的b值閾值可以增加健康肝臟與纖維化肝臟之間的平均距離。新近報道顯示聯(lián)合運用D _slow、PF和D _fast可區(qū)分纖維化肝和健康肝，有很高的診斷準(zhǔn)確性 （圖1-2-4-10）。另外在b=0時（即沒有外加彌散成像梯度磁場時），在平面回波成像（echo planar imaging，EPI）上血管（包括微小血管）為高信號，而有外加彌散成像梯度磁場時，即使b=1s/mm ²，圖像上血管（包括微小血管）即為低信號（圖1-2-4-11）。b=0的圖像與其后b不為0時的圖像，難以按照雙指數(shù)衰減模型來擬合。因此在計算IVIM參數(shù)時建議不使用b=0的圖像，而從非0的最低b值圖像開始雙指數(shù)曲線擬合。

b值和DWI圖像間的關(guān)系也可以由三指數(shù)衰減模型來擬合，其公式為：

三指數(shù)衰減模型進(jìn)一步把血液灌注分為極快的血液灌注（D’ _Vfast，F(xiàn)’ _Vfast）與較快的血液灌注（D’ _fast，F(xiàn)’ _fast）、以及彌散部分（D’ _slow，F(xiàn)’ _slow）。 與雙指數(shù)衰減模型一樣，公式的運算及得到這些參數(shù)的方法許多文獻(xiàn)已有描述。如果假設(shè)F’V _fast=1-F’ _slow-F _’fast，則可以簡化方程，使其未知參數(shù)從6個降為5個。

從理論上看，IVIM成像可以同時觀察活體組織內(nèi)的血液灌注、細(xì)胞內(nèi)及細(xì)胞外間隙的水分子彌散，這對于了解許多疾病的病理生理過程都有重要意義，比如腫瘤、肝臟纖維化等。為了獲得可靠的IVIM數(shù)據(jù)，應(yīng)用足夠的b值進(jìn)行可靠的曲線擬合至關(guān)重要。掃描需要受試者較好的呼吸配合。為了克服呼吸導(dǎo)致的位移，單純屏氣IVIM成像是一種可能的方式（圖1-2-4-12）。

彌散成像存在一些局限性。因為彌散成像是基于平面回波成像（EPI）的序列。EPI的圖像質(zhì)量有限，空間分辨率及信噪比一般欠佳。EPI序列對磁場的不均勻性非常敏感，由此易產(chǎn)生磁敏感偽影，導(dǎo)致圖像質(zhì)量下降和失真。這些偽影多由空氣-組織界面、金屬植入物以及快速的梯度磁場切換所導(dǎo)致。肝臟DWI中的脂肪抑制也常常不均勻。

磁共振波譜成像（MR spectroscopy，MRS）是脂肪定量分析的傳統(tǒng)標(biāo)準(zhǔn)。在3.0T磁場下，脂肪（甘油三酯）具有多個頻率，其主要頻率在距離水峰420Hz（1.46ppm）處，并且多個不同脂肪峰值的總和構(gòu)成了脂含量。質(zhì)子密度脂肪分?jǐn)?shù)（proton density fat fraction，PDFF）為脂肪內(nèi)的氫質(zhì)子密度與所有移動氫質(zhì)子密度之比。MRS法獲取PDFF的準(zhǔn)確性和重復(fù)性良好，其缺點是信號采集非常耗時。

與水比較，人體內(nèi)的脂肪縱向和橫向弛豫時間較快。近年來，超過3個回波（通常在6~12之間）的多回波化學(xué)位移編碼（multi-echo chemical shift encoded，MECSE）GRE序列常用于定量 PDFF。這些序列利用水和脂質(zhì)子的化學(xué)位移，通過校正一些主要混雜因素（T ₁偏離、噪聲偏離、T ₂ ^?衰減效應(yīng)、脂肪波譜的復(fù)雜度以及渦流的影響），利用迭代計算即可以獲得相應(yīng)的水像、脂肪像、同相位像、反相位像，進(jìn)而得到脂肪分?jǐn)?shù)圖。通過不同回波之間的信號衰減，可獲得組織的T ₂ ^?圖像。PDFF定量的擬合模型應(yīng)考慮脂肪譜的多個頻率。T2 ^?在不同回波之間的衰變可以讓PDFF定量復(fù)雜化，尤其是肝臟有鐵過量沉積時。多回波信號擬合模型可量化脂肪并評估T ₂ ^?衰減。利用T ₂ ^?評估來校正PDFF量化中T ₂ ^?弛豫影響。此外，由于肝臟T ^?與鐵沉積量有關(guān)，T ^? ₂₂也可同時應(yīng)用于肝臟的鐵定量。但是鐵含量過高時會導(dǎo)致GRE序列中的信號極低，因此嚴(yán)重鐵過量會干擾肝臟中PDFF的量化。

PDFF采用低翻轉(zhuǎn)角、多回波、多峰模型方法及包括T ₂ ^?和渦流補償，在一次呼吸屏氣的時間內(nèi)提供肝臟內(nèi)脂肪沉積的準(zhǔn)確和可重復(fù)的定量評估。量化結(jié)果可由偽彩圖顯示，并同時獲得相應(yīng)的T ₂ ^?/R ₂ ^?、水、同相位、反相位和脂肪圖像。通過脂肪分?jǐn)?shù)偽彩圖，可以直觀地觀察肝臟中的脂肪量，并方便的比較不同時間采集的圖像。脂肪測量也可以在脂肪分?jǐn)?shù)偽彩圖上進(jìn)行，既可以測量脂肪量，也可以展示肝實質(zhì)中脂肪的分布情況。

肝鐵濃度定量 （liver iron concentration，LIC）是全身鐵儲存的最佳衡量標(biāo)準(zhǔn)。鐵是順磁性物質(zhì)，在組織中通常以鐵蛋白和含鐵血黃素的形式存在。這些成分的存在會影響組織的T ₂、T ₂ ^?及T ₁弛豫時間。因此肝內(nèi)鐵過載會造成MR圖像信號下降，以受磁敏感性影響較大的梯度回波序列為著。

傳統(tǒng)最常用的鐵負(fù)荷MR測量方法是使用GRE序列來比較肝臟和非超負(fù)荷參考組織（椎旁肌）之間的信號強(qiáng)度。雖然這種比率測量方法會受到肝臟脂肪變和/或脂肪浸潤的干擾，但是該方法操作簡單，作為臨床評估已經(jīng)足夠。弛豫測量方法使用多回波SE或GRE序列，并設(shè)置一系列從短到長的TE。將肝臟信號強(qiáng)度建模為TE的函數(shù)，可以計算出T ₂或T ^?（或者 R=1/T、R ^?=1/T ^?）。肝臟T和T ^? _2222222（或 R ₂、R ₂ ^?）與肝鐵含量密切相關(guān)，通過驗證后可在臨床實踐中用作肝鐵含量測量的替代方法。采用梯度回波獲得T ₂ ^?的方法應(yīng)用更加普遍，因為梯度回波序列采集時間短，通常在一個屏氣時間內(nèi)完成采集。梯度回波序列對磁敏感性差異更加敏感，對鐵含量的變化也更加敏感，信號的衰減更快，但是在重度鐵沉積的患者中該方法難以應(yīng)用。

R2 ^?弛豫測量方法通常使用多回波序列，屏氣期間進(jìn)行圖像采集。第一個回波應(yīng)盡可能短 （1ms或更短），回波間隔（echo spacing）足夠短（大約1ms或更短），以確保即便是在鐵高負(fù)載肝臟中也能檢測到衰減信號。通過肝臟活組織鐵含量校準(zhǔn)的曲線，可從R ₂ ^?/T ₂ ^?測量值估算出肝鐵含量（單位為mg-Fe/g或μmolFe/g）。

需要注意的是，弛豫率取決于磁場強(qiáng)度和成像采集參數(shù)。近年來，3.0T磁共振在臨床上應(yīng)用變得越來越普遍。在3.0T上鐵過載時，信號會衰減的更快，結(jié)果與1.5T相比會有很大的差異。因此需要針對不同的場強(qiáng)分別優(yōu)化掃描參數(shù)。由于場強(qiáng)越高，序列對磁敏感性的差異越敏感，因此，從理論上來說，更高的場強(qiáng)對于測量鐵含量會更加敏感。然而在重度鐵沉積的情況下，由于信號衰減過快，在3.0T及以上的磁共振中，肝鐵沉積的測量變得較為困難。就目前來講，R ₂/R ₂ ^?弛豫測量技術(shù)在采集方案以及后處理方面仍然需要標(biāo)準(zhǔn)化。

在許多肝臟MRI檢查中對比增強(qiáng)成像是最重要的序列之一。釓螯合劑細(xì)胞外造影劑是肝MR領(lǐng)域應(yīng)用歷史最長、范圍最廣的造影劑。造影劑迅速分布于細(xì)胞外空間，通過腎小球濾過排出，其體內(nèi)分布方式類似于CT多相動態(tài)成像的碘造影劑。與含碘CT造影劑相比，釓螯合劑的增強(qiáng)效應(yīng)更強(qiáng)，因此能更好地勾畫出病變內(nèi)微量的造影劑聚集。用于MR造影的細(xì)胞外釓造影劑有幾種劑型，其藥理學(xué)和影像學(xué)特征基本相同。一般注射造影劑10~20ml，劑量0.1mmol/kg，理想流速2ml/s。釓布醇（Gadobutrol）的濃度是其他 MR造影劑的兩倍，所以其注射流速為1ml/s或注射前進(jìn)行稀釋。建議注射造影劑后，在注射管道內(nèi)繼續(xù)注射20ml鹽水，用以沖洗管道內(nèi)殘留的造影劑。

釓造影劑可以明顯縮短T ₁弛豫時間，并在T ₁加權(quán)序列中表現(xiàn)出高信號。增強(qiáng)掃描一般使用脂肪抑制技術(shù)，以更好地顯示肝臟病變，并減少腹壁運動偽影的影響。一般在靜脈注射造影劑前后，應(yīng)用三維抑脂GRE T ₁加權(quán)序列進(jìn)行多次圖像采集。一次三維抑脂GRE T ₁加權(quán)序列采集可以在一次屏氣內(nèi)完成。在設(shè)備條件容許的情況下，掃描序列的TR和TE應(yīng)該盡可能短。短TR可以縮短掃描時間和增加T ₁權(quán)重；而短TE將磁敏感性偽影最小化。序列的翻轉(zhuǎn)角度通常設(shè)置在10°~15°。

磁共振造影劑含有重金屬釓，其需與配體（螯合物）結(jié)合。游離的Gd ³⁺有劇毒，可以取代人體內(nèi)很多肽和生物酶上的Ca ²⁺離子，從而抑制它們的功能。為了降低它的毒性，一般將游離Gd ³⁺與各種配體反應(yīng)，形成穩(wěn)定的螯合物，這些螯合物在人體內(nèi)不易分解，從而降低了毒性。根據(jù)結(jié)構(gòu)形態(tài)不同，釓造影劑可分為“線性”和“大環(huán)狀”兩類。線性造影劑是最早使用的磁共振造影劑。理論上來說，線性造影劑中的配體是“開環(huán)的”，易于解離。在人體內(nèi)，線性造影劑這種結(jié)構(gòu)容易使螯合物中某個配位點發(fā)生分離，進(jìn)一步導(dǎo)致其他配位點序貫分離，釋放出有害的Gd ³⁺。而“大環(huán)狀”造影劑避免了這種情況的發(fā)生。在“大環(huán)狀”造影劑中，Gd ³⁺被“固定”在配體周圍，穩(wěn)定性較高。2014年有文獻(xiàn)報道使用過釓造影劑的患者再次行頭部MRI檢查時，小腦齒狀核T ₁信號升高，原因可能是釓造影劑沉積。2015年又有報道分析了線性和大環(huán)狀釓造影劑，發(fā)現(xiàn)齒狀核高信號與線性造影劑有相關(guān)性，而與大環(huán)狀造影劑無相關(guān)性。基于許多科研結(jié)果，可以認(rèn)為由于化學(xué)結(jié)構(gòu)的差異，大環(huán)狀造影劑穩(wěn)定性優(yōu)于線性造影劑。

釓造影劑可導(dǎo)致腎功能不全的患者出現(xiàn)腎源性纖維化（nephrogenic systemic fibrosis，NSF）的不良反應(yīng)最初于1997年被發(fā)現(xiàn)，直到2000年才被首次報道。NSF是嚴(yán)重腎功能不全患者靜脈注射釓造影劑所誘發(fā)的一種嚴(yán)重的、多系統(tǒng)受累的疾病，嚴(yán)重時可導(dǎo)致患者死亡。目前，NSF尚無確切有效的治療方法。2010年9月美國FDA發(fā)布藥物安全通告，對于急性腎損傷或慢性嚴(yán)重腎病患者，不得使用三種線性釓造影劑：釓噴酸葡胺、釓雙胺和釓弗塞胺。歐洲藥品管理局（EMA）2017年7月21日正式禁止了部分線性釓造影劑的使用，即釓噴酸葡胺、釓雙胺、釓弗塞胺，同時也限制了釓貝葡胺的使用范圍，僅限肝臟使用。而美國食品藥品監(jiān)督管理局（FDA）2017年5月22日認(rèn)為目前釓增強(qiáng)MRI導(dǎo)致的腦部釓沉積沒有危害，認(rèn)為釓造影劑安全性需要進(jìn)一步評價。目前歐美對于線性造影劑使用存在爭議，但大環(huán)狀造影劑的安全性是公認(rèn)的，目前也沒有證據(jù)證明線性造影劑引起的腦部釓沉積對人體有害。目前，我國批準(zhǔn)上市的含釓造影劑有釓噴酸葡胺注射液（馬根維顯）、釓雙胺注射液、釓貝葡胺注射液、釓塞酸二鈉注射液、釓特酸葡甲胺注射液、釓特醇注射液、釓布醇注射液7種。2017年12月，我國國家食品藥品監(jiān)督管理局（china food and drug administration，CFDA）也發(fā)布通告，建議醫(yī)務(wù)人員應(yīng)謹(jǐn)慎使用含釓造影劑，在必須使用的情況下應(yīng)使用最低批準(zhǔn)劑量，并在重復(fù)給藥前仔細(xì)進(jìn)行獲益風(fēng)險的評估。

平掃圖像對于評估病變的組織結(jié)構(gòu)特性非常重要，包括有無順磁性物質(zhì)的存在等。另外，平掃圖像也是與增強(qiáng)后圖像進(jìn)行對比的基礎(chǔ)圖像，同時也作為動態(tài)成像前的技術(shù)質(zhì)量評估圖像。動脈期早期通常在靜脈注射造影劑后15s，動脈期晚期在注射靜脈造影劑后30s，動脈期晚期對病變和血管的評估非常重要。良好的動脈晚期是肝動脈強(qiáng)化和門靜脈的早期強(qiáng)化，基本沒有肝實質(zhì)的強(qiáng)化。為了保證掃描時間的精確性，可以使用固定延時或按個體延時，后者包括測試注射造影劑或者使用注射信號跟蹤。門靜脈期（造影劑注射后60~70s）對于乏血供病變的檢出、定性診斷及觀察病變造影劑洗脫非常重要。良好的門脈期表現(xiàn)為整個肝臟血管結(jié)構(gòu)的增強(qiáng)以及肝實質(zhì)的顯著強(qiáng)化。造影劑給藥后3min左右進(jìn)行靜脈晚期或?qū)嵸|(zhì)期成像，可以更好地顯示造影劑洗脫。延遲增強(qiáng)對于評估血管瘤持續(xù)增強(qiáng)和腫瘤內(nèi)成分（如膽管癌內(nèi)纖維化）很重要。

肝膽特異性造影劑MR增強(qiáng)掃描可顯示其被肝細(xì)胞攝取和隨膽汁排泄的過程，可反映病灶的肝細(xì)胞功能及評估膽道，從而克服細(xì)胞外造影劑的一些局限性。肝膽特異性MR造影劑注入體內(nèi)后其初始分布與細(xì)胞外造影劑一樣位于細(xì)胞外間隙，之后到“肝膽期”，造影劑被肝細(xì)胞攝取并向膽道排泄，從而特異性增強(qiáng)肝膽系統(tǒng)的顯示。肝膽特異性造影劑的肝細(xì)胞攝取和向膽道排泄由肝細(xì)胞細(xì)胞膜轉(zhuǎn)運蛋白主動轉(zhuǎn)運，而這個過程需要肝細(xì)胞有正常的功能。有正常肝細(xì)胞功能的組織在肝膽期中表現(xiàn)為T ₁加權(quán)強(qiáng)化（圖1-2-4-13），而缺乏攝取肝膽特異性造影劑功能的病變在肝膽期中表現(xiàn)為強(qiáng)化減低或沒有強(qiáng)化。

目前市場上有兩種基于釓的肝特異性造影劑：釓貝葡胺（GD-BOPTA）和釓塞酸（GD-EOB-DTPA）。釓貝葡胺推薦給藥劑量為0.1mmol/kg，約5%的劑量通過膽道排出。與釓塞酸相比，該制劑血管動態(tài)增強(qiáng)更好，肝血管結(jié)構(gòu)增強(qiáng)程度更高；而肝膽期在給藥后1~2h。釓塞酸推薦劑量為0.025mmol/kg，約50%的劑量通過膽道排出。它吸收迅速，給藥后20min即可獲得肝膽期。在正常功能的肝臟中，10min的延遲足夠顯示肝膽期。與釓貝葡胺相比，釓塞酸血管增強(qiáng)程度較低，持續(xù)時間較短。然而由于釓塞酸約50%通過膽道途徑排泄，因此對肝膽期的顯示更好。使用這些造影劑，還可以通過在肝膽期進(jìn)行T ₁加權(quán)膽道造影來評估膽道結(jié)構(gòu)。

使用這些造影劑需要調(diào)整掃描過程。釓貝葡胺需要掃描兩次即掃描細(xì)胞外間隙期及掃描肝膽期。而對于釓塞酸，同一次檢查中可以得到細(xì)胞外間隙期與肝膽期。由于釓塞酸首次動態(tài)成像與肝膽期之間存在10~20min的間隙，這段間隙可用于掃描不受造影劑影響的序列，如T ₂加權(quán)抑脂序列和DWI。然而，梯度回波的同相位像/反相位像（in-phase/outphase）和磁共振胰膽管成像 （MRCP）應(yīng)該在注射造影劑之前進(jìn)行。在肝膽期，序列的翻轉(zhuǎn)角增加到30°~35°時，肝臟和膽管樹的信號增高，無強(qiáng)化結(jié)構(gòu)的信號降低，有助于低信號病變的顯示。

超順磁性氧化鐵（super paramagnetic iron oxide，SPIO）納米顆粒在功能正常的肝臟被Kupffer細(xì)胞吞噬，因此T ₂加權(quán)圖像顯示為低信號，而肝臟轉(zhuǎn)移瘤及肝癌缺乏Kupffer細(xì)胞，在注射SPIO以后的T ₂加權(quán)圖像上信號不下降（圖1-2-4-14、圖1-2-4-15）。另外，超順磁性氧化鐵納米顆粒制劑Ferumoxytol被批準(zhǔn)用于慢性成人腎病性缺鐵。Ferumoxytol膠體顆粒直徑為30nm，因此靜脈注射以后也可以達(dá)到SPIO的造影功能。

動態(tài)對比增強(qiáng)磁共振成像（dynamic contrast enhanced-MRI，DCE-MRI）可用于量化肝實質(zhì)灌注變化情況及評估惡性局灶性肝臟病變中的血管生成狀態(tài)。DCE-MRI通過連續(xù)快速掃描來追蹤造影劑的攝取、排泄，從而評估局部器官灌注情況。DCE-MRI的優(yōu)勢包括：無電離輻射、可對整個組織器官進(jìn)行重復(fù)動態(tài)成像、可在治療前后重復(fù)多次進(jìn)行檢查。血管內(nèi)皮生長因子（vascular endothelial growth factor，VEGF）是一種誘導(dǎo)腫瘤血管通透性增加、有效促進(jìn)血管生成的因子。肝細(xì)胞肝癌和肝轉(zhuǎn)移病變都在VEGF作用下新生成微血管。近年來，血管靶向藥物（如抗血管生成劑和血管阻斷劑）在臨床試驗和臨床癌癥治療中，得到了很大發(fā)展。一般認(rèn)為血管靶向治療早期的效果，不應(yīng)僅僅通過觀察腫瘤大小的變化來評價，而應(yīng)該觀察腫瘤的血液灌注情況。DCE-MRI可以非侵入性定量研究組織血供，在抗血管生成藥物和血管阻斷劑的臨床評價中得到了嘗試性應(yīng)用。

DCE-MRI需要對優(yōu)化空間分辨率、器官掃描范圍和掃描速度達(dá)成一個平衡，因此合理地選擇成像參數(shù)非常重要。以前大多數(shù)DCE-MRI檢查使用橫切面的二維（2D）掃描以保持較高的空間分辨率和時間分辨率。近年來，隨著技術(shù)進(jìn)展，3D梯度回波進(jìn)行全肝灌注成像已成為可能，這些技術(shù)包括如LAVA、VIBE、THRIVE等。DCE-MRI一般采用短TR和短TE以產(chǎn)生T ₁加權(quán)效果，因為TR較短，通常翻轉(zhuǎn)角一般也較小。3D掃描具有采集整個肝臟數(shù)據(jù)的優(yōu)勢，這對追蹤具有多發(fā)肝轉(zhuǎn)移或肝細(xì)胞肝癌的患者很有必要。相比于2D成像序列，3D技術(shù)消除了射頻激勵脈沖波形欠完美的缺點，并具有更好的信噪比。但是3D掃描會在一定程度上降低時間分辨率。

DCE-MRI目前多使用可變翻轉(zhuǎn)角的T ₁加權(quán)3D擾相梯度回波（spoiled gradient echo）技術(shù)。并行成像加速技術(shù)通常用于提高成像時間分辨率。為了追蹤肝臟感興趣病變或區(qū)域的灌注情況，其時間分辨率應(yīng)不少于4s，層數(shù)在36~50層之間。理想狀態(tài)是主動脈和門靜脈應(yīng)同時出現(xiàn)在掃描切面中。有時需要斜切面成像或者冠狀平面成像以確保掃描整體組織結(jié)構(gòu)。注射造影劑之前，至少進(jìn)行1~3次不同翻轉(zhuǎn)角的3D采集。完成平掃圖像后以恒定速度（3~5ml/s）靜脈注射低分子Gd螯合物造影劑 （一般10ml）并獲得DCE-MRI的圖像。注射造影劑后緊接著注射20ml鹽水沖洗靜脈注液管道。釓貝葡胺（gadobenate dimeglumine）T ₁弛豫率較高，可以降低劑量使用。注射藥物從血管內(nèi)滲出到血管外細(xì)胞外間隙（extravascular extracellular space，EES），從而導(dǎo)致T ₁加權(quán)信號增加。腫瘤組織中血管滲漏能力和血流決定造影劑外滲到EES的速率，因此在DCEMRI中檢測的信號代表著血管通透性和灌注的總和，故而DCE-MRI對血管通透性、細(xì)胞外間隙體積和血流量改變都較敏感。

DCE-MRI圖像后處理通過掃描追蹤感興趣區(qū)組織的信號強(qiáng)度（signal intensity，SI），獲得 SI對應(yīng)時間的曲線，然后使用不同的DCE-MRI后處理技術(shù)來分析數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)分析方法分為半定量分析和定量分析。半定量分析基于時間-信號強(qiáng)度曲線來計算參數(shù)；定量分析需要使用具有動脈輸入功能（arterial input function）的雙室藥代動力學(xué)模型。文獻(xiàn)顯示兩種方法計算得到的參數(shù)都與腫瘤血管生成相關(guān)。

通過分析器官或病變范圍內(nèi)信號強(qiáng)度（SI）隨時間的變化，可以半定量地計算DCE-MRI參數(shù)。通過半定量分析，可以方便的得到標(biāo)準(zhǔn)化信號強(qiáng)度-時間曲線的多項參數(shù)：①曲線下面積（AUC）：表示在一段時間內(nèi)的增強(qiáng)量（通常從信號強(qiáng)度-時間曲線強(qiáng)化的起始到60s或90s）；②最大強(qiáng)化（maximum SI）或增強(qiáng)峰值比[（SI最大值-SI基線）/SI基線]；③流入斜率（wash-in slope）：這是量化增強(qiáng)速度的一個指標(biāo)。計算每單位時間的增強(qiáng)最大變化值，通常在曲線增強(qiáng)20%~80%的范圍計量；④平均通過時間 （mean transit time，MTT）：表示血液灌注組織的平均時間，這個參數(shù)受到檢查范圍內(nèi)血液量和血流的影響。

半定量DCE-MRI技術(shù)易于操作、無需藥代動力學(xué)模型及造影劑濃度的轉(zhuǎn)換，也不需要動脈輸入功能。雖然半定量分析廣泛使用，但其不能估計組織中造影劑的濃度，這些參數(shù)受到掃描設(shè)備、造影劑體積和注射速率的影響。掃描的時間分辨率也很容易改變信號強(qiáng)度曲線形狀，因此半定量DCE-MRI的結(jié)果難以在不同研究間比較，也難以了解腫瘤血管生理特性。然而半定量分析方法操作簡單，文獻(xiàn)中仍然得出了大量有臨床意義的重要數(shù)據(jù)。

DCE-MRI定量分析技術(shù)包含三個步驟：①由于釓造影劑濃度與T ₁倒數(shù)的變化呈反比，可以從已得信號強(qiáng)度中計算組織造影劑濃度；②測量肝動脈和門靜脈輸入函數(shù)（arterial and portal vein input function）；③給定量參數(shù)設(shè)置初始值，并將組織造影劑濃度和肝動脈和門靜脈輸入函數(shù)代入藥代動力學(xué)模型中，通過迭代計算直到獲得最終的定量參數(shù)值。

定量分析需要T ₁mapping，通常通過不同翻轉(zhuǎn)角的序列來完成。通常在造影劑增強(qiáng)之前掃描不同翻轉(zhuǎn)角的序列，獲得組織本身固有的T ₁mapping，然后再注射造影劑獲得動態(tài)增強(qiáng)的圖像。一般先在屏氣期間獲取圖像，然后在自由平靜呼吸期間獲取圖像，獲得定量分析所需圖像通常總采集時間不低于5min。

多年來Tofts、Brix以及Larsson等采用單動脈輸入方法，已經(jīng)提出了多個藥代動力學(xué)模型。由于肝細(xì)胞肝癌主要從肝動脈供血，其可以應(yīng)用單輸入動力學(xué)模型。對于動脈和門靜脈雙重供血的原發(fā)灶和轉(zhuǎn)移灶，雙輸入單室血流動力學(xué)模型更合適。值得注意的是不同于CT中碘濃度和CT單位（HU）之間的線性關(guān)系，釓濃度與MRI信號強(qiáng)度（SI）之間的關(guān)系是非線性的，這點使灌注定量復(fù)雜化。為了簡化灌注定量，一般在肝臟預(yù)期濃度范圍（0~0.5mmol/L）和血液預(yù)期濃度范圍（0~5mmol/L）內(nèi)，假設(shè) SI和釓濃度之間為線性關(guān)系。定量分析方法可以得到以下參數(shù)：①Ktrans：造影劑從血管內(nèi)滲透到血管外-細(xì)胞外間隙（EES）的過程；主要表示滲透性受限（高流量）情況下的血管通透性，但也表示在限流情況下進(jìn)入組織的血流量；②Kep（回流速率常數(shù)）：造影劑從血管外-細(xì)胞外間隙（EES）返回到血管內(nèi)的過程；③Ve：代表細(xì)胞外間隙內(nèi)造影劑濃度占整個體素的百分比，間接反映細(xì)胞密度和組織血管化程度。

獲得高質(zhì)量肝臟DCE-MRI圖像尚面臨許多挑戰(zhàn)。一方面是呼吸運動對于肝臟位置的影響，且呼吸門控在DCE-MRI中幾乎沒有多大應(yīng)用。解決呼吸運動影響的方法有：①平靜淺呼吸狀態(tài)下進(jìn)行成像；②在進(jìn)行定量計算之前，利用圖像配準(zhǔn)技術(shù)對圖像進(jìn)行配準(zhǔn)，但是因為肝臟運動的復(fù)雜性導(dǎo)致這種配準(zhǔn)往往比較困難。二是各種血流輸入模型和藥物代謝動力學(xué)模型的存在，使肝臟定量DCE-MRI變得更加復(fù)雜。目前DCE-MRI藥代動力學(xué)模型定量分析的可重復(fù)性方面尚有許多問題。因此DCE-MRI藥代動力學(xué)模型定量分析投入廣泛的臨床應(yīng)用之前，需要積極解決成像采集和分析技術(shù)的標(biāo)準(zhǔn)化問題。

MR 彈性成像（MR elastography，MRE）可用于評估肝臟組織的硬度，其原理是振動壓縮裝置先發(fā)出剪切波，接著測量剪切波在肝臟組織的傳播速度，然后采用具有運動編碼梯度的相位對比MRE序列檢測剪切波，并在組織硬度的定量圖（彈性圖）上進(jìn)行顯示（以kPa測量）。目前已經(jīng)有幾種產(chǎn)生機(jī)械波的驅(qū)動器可用于MRE技術(shù)。最廣泛使用的一款是位于機(jī)房的主動驅(qū)動器，該設(shè)備產(chǎn)生氣壓波后，通過塑料管傳遞到被動驅(qū)動器，被動驅(qū)動器作用于患者肝臟附近腹壁。用于肝臟成像MRE的典型激發(fā)頻率范圍為40~80Hz。誘發(fā)的振動可處于單一頻率（如60Hz）或多個頻率。市面上可用的MRE技術(shù)已在主要MR制造商之間實現(xiàn)標(biāo)準(zhǔn)化，場強(qiáng)和脈沖序列之間幾乎沒有差異。

肝硬度與纖維化階段直接相關(guān)，并隨著疾病的進(jìn)展而增加。用肝臟組織活檢作為參考標(biāo)準(zhǔn)的分析MRE診斷精準(zhǔn)性的薈萃分析顯示（其中包含19項研究，共納入1 441例患者）：診斷纖維化分期≥1的AUC為0.84~0.95，纖維化分期≥2的AUC為0.88~0.98，纖維化分期≥3的AUC為0.93~0.98，纖維化4期的AUC為0.92~0.99。相比一維超聲瞬時彈性成像與超聲焦點剪切波彈性成像，MRE對肝纖維化分期的診斷精確性更高。相比超聲彈性成像技術(shù)，MRE不受肥胖或腹水限制，具有分析更大體積肝實質(zhì)及評估整個肝臟的優(yōu)勢，降低取樣誤差。但是干擾超聲彈性成像技術(shù)的一些生物因素，如餐后、肝臟脂肪變性、肝臟組織炎癥、膽汁淤積、右心衰竭和肝靜脈充血等，也會影響MRE。肝硬度也隨著肝臟炎癥而增加。現(xiàn)階段MRE序列對肝臟鐵超負(fù)荷敏感，這會降低肝實質(zhì)中的信噪比，并可能導(dǎo)致不可靠的測量或技術(shù)故障，這種局限性可部分通過改良自旋回波來克服。

3.0T磁場磁共振掃描儀目前已經(jīng)在臨床上廣泛應(yīng)用。相對于1.5T掃描儀，3.0T掃描儀可以增加信噪比，從而提高空間分辨率、能夠使用更薄的層面或減少掃描時間。與1.5T相比，大多數(shù)組織在3.0T場強(qiáng)時，T ₁弛豫時間一般較長，而T ₂弛豫時間幾乎不受影響。脂肪和水的波譜分離也較大，能達(dá)到更好的脂肪抑制效果。MRI檢查動態(tài)增強(qiáng)掃描也能從3.0T高場強(qiáng)中獲益。由于肝臟組織T ₁弛豫時間顯著增加，但是對于T ₁釓縮短效應(yīng)變化極小，從而最后導(dǎo)致肝臟與病灶的對比度增加。

3.0T場強(qiáng)的T ₂序列通常以更短的TE來采集，以補償3.0T時較大的T ₂ ^?衰減。3.0T場強(qiáng)下的T ₁弛豫時間越長，T ₁加權(quán)序列的TR就越長，因此信號采集時間就越長。相對于1.5T，患者在3.0T時，T ₂加權(quán)FSE序列的射頻功率沉積較大。3.0T掃描儀在偽影控制方面常常更加困難。磁場強(qiáng)度越大，磁敏感偽影越多，金屬或氣體引起的圖像失真及信號丟失也越明顯。隨著場強(qiáng)的增加，脂肪和水界面發(fā)生的化學(xué)位移配準(zhǔn)誤差也隨之增大。相對于1.5T磁共振掃描儀，3.0T磁共振掃描儀DWI使用的EPI序列中，由磁敏感性和磁場不均勻性導(dǎo)致的圖像畸變更加嚴(yán)重，這導(dǎo)致脂肪抑制不徹底。使用并行成像可以相對減少這些限制。

無論在1.5T還是3.0T磁共振儀上，體線圈均用于射頻發(fā)射，在無外在物體干擾的情況下，均可以產(chǎn)生均勻一致的射頻場分布。但是一旦激發(fā)范圍內(nèi)有受試者（患者）進(jìn)入，射頻場均勻性會遭到破壞，會導(dǎo)致成像介質(zhì)內(nèi)射頻脈沖分布的不均勻，不同的位置所接受到射頻脈沖的強(qiáng)度不一致。這種不均勻性可能會造成局部射頻能量的沉積，伴隨著射頻量的提高和SAR值的限制，一些快速成像技術(shù)也受到限制。隨著場強(qiáng)的提升，氫質(zhì)子共振頻率升高，激發(fā)所需的射頻脈沖的波長更短，其在穿過介質(zhì)時更容易產(chǎn)生介電偽影，這在一些腹水患者的圖像上表現(xiàn)更為明顯。多源及并行發(fā)射系統(tǒng)使用兩個或更多個獨立信道，將功率分配到射頻發(fā)射線圈的端口。這樣的系統(tǒng)在嚴(yán)格控制每個通道的時序、相位、功率和幅度以及各種安全適應(yīng)性的前提下，可以根據(jù)個體差異而調(diào)節(jié)射頻場，以得到均勻的射頻場（B ₁）、更準(zhǔn)確的SAR值估計。例如對于TSE序列來講，多源或并行射頻發(fā)射技術(shù)能夠得到均一的反轉(zhuǎn)角，對于圖像質(zhì)量、量化信息的準(zhǔn)確性有很大的幫助；對于SSFP序列來講，多源技術(shù)能夠準(zhǔn)確的估算SAR值，從而可以縮短TR，用以減小由于主磁場（B ₀）和射頻場（B ₁）的不均勻性導(dǎo)致的偽影問題等（圖1-2-4-16）。