磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）是肝脏检查的主要影像学手段之一。与CT相比，MRI具有更高的组织间信号对比、显示病灶更加明显、没有放射性等优势；而且可以提供许多反映组织特性的技术，比如弥散成像、脂肪及铁含量的测定等。重T ₂加权（T ₂W）的水成像技术，如MR胆胰管成像 （magnetic resonance cholangiopancreatography，MRCP），不需要注射造影剂，即可以无创反映胆道与胰腺管道的解剖。需注射造影剂时，MRI造影剂的注射剂量远小于CT碘造影剂，更容易被患者接受。此外，肝脏特异性造影剂在具有细胞外间隙造影功能的同时，还能够体现肝细胞对于造影剂的摄取功能。MRI的局限性包括检查费用较高、扫描时间长及对患者的配合要求较高等。患有幽闭恐惧症或者装有MRI不兼容体内移植物（如心脏起搏器）的患者常常不能接受MRI检查。

肝MRI检查时可以选择不同的参数，得到不同加权的图像，从而反映不同的组织特性信息。医生及技师须掌握MRI技术原理，并具有优化成像参数的技能，以便根据不同的临床需求选择合适扫描方案，以较简约序列组合满足临床诊断的需求。扫描时尽量减少伪影，并在需要时选择合适的造影剂。进行扫描前应对患者说明磁场的一般知识，强调在整个检查过程中保持身体位置固定的重要性，并嘱咐患者保持浅而有规律的呼吸，尤其是在图像采集过程中避免突然的深呼吸。扫描体位一般为仰卧位，可使用泡沫垫支撑膝关节，这对于固定患者体位和提高患者依从性颇为重要。放置一个腹部垫可有助于减少在3T磁场下的介电效应。

MR扫描方案应该快速、全面且标准化，以实现图像质量和诊断信息的可重复性和一致性，同时兼顾临床个性化需求。MR扫描方案应可用于评估肝实质、血管系统和胆道系统。肝脏一般使用体部线圈或者躯干相控阵线圈进行扫描。相控阵线圈可使用并行成像（parallel imaging）以加快扫描或提高空间分辨率。多通道、多元件相控阵线圈及并行成像技术的应用可以提高信噪比（signal-to-noise ratio，SNR）、加快 k空间的采集及减少磁敏感伪影。目前并行成像的加速度因子很少大于2，以减少伪影和信号损失。压缩感知（compressed sensing，CS）是一种建立在信号包含冗余信息基础上的信号处理技术。磁共振信号在k空间中具有稀疏性和可压缩性，因此通过稀疏重建算法可以获得高质量的图像。近年来，压缩感知成像技术在磁共振应用领域内发展快速，成为一个磁共振成像的新加速技术。目前该技术已经陆续出现在各个主要磁共振供应商的产品中。相控阵线圈可以提高信噪比，但同时也会增加皮下脂肪信号强度，从而加重呼吸运动等带来的伪影。使用脂肪抑制序列可以减少这些伪影。

虽然近年来磁共振技术发展快速，但肝脏成像质量仍受到伪影的影响，尤其是运动伪影。扫描前应训练患者，使其在扫描期间保持平静。即便如此，肝脏MR扫描仍受到难以避免的生理运动（如呼吸运动及心脏跳动）的影响。另外血流和血管搏动、胃肠蠕动等都可能影响图像采集，导致图像模糊和重叠。减少运动伪影的方法主要包括增加信号采集次数 （number of signal averaging，NSA）、应用快速扫描序列及普遍使用脂肪抑制技术等。呼吸门控技术可以降低呼吸运动的影响，但会增加扫描时间，而且不能完全消除呼吸运动带来的伪影。因为只有良好的屏气才能使肝脏完全静止，而呼吸门控中肝脏并没有完全静止（图1-2-4-1）。心脏运动主要影响肝左叶，可以通过心电门控技术加以抑制，但同样会延长扫描时间，目前临床上使用较少。

避免血流伪影的主要方法是预饱和带和血流补偿技术。预饱和带应用于靶区上下的血管，对于T ₁加权梯度回波（gradient echo，GRE）序列尤其重要。血流补偿或梯度动量消除技术（gradient moment nulling techniques）只能校正流速稳定的血流，而且这些技术会导致TE的增加，因此主要应用于T ₂加权序列。抗痉挛药可减少胃肠蠕动引起的运动伪影，但对于肝脏MR通常并不需要使用。

在人体自由呼吸的状态下，肝脏随呼吸而移位的情形比较复杂。肝脏不仅有刚性的移位，而且存在更复杂的非刚性移位，同时左侧肝叶也容易受到来自心脏跳动的影响。临床中比较常用的减少肝脏移位的方法就是屏气扫描。但是对于一些高龄患者或难以配合的儿童患者来说，屏气扫描较难实现。肝脏MR成像对运动的敏感性主要受到传统磁共振采集方法的影响。传统磁共振采集的时候，k空间填充的方式是笛卡尔填充，即逐行采集的方式填充。每条平行线在信号的相位上存在差异，即通常所称的“相位编码”。如果在采集过程中组织发生运动，就会产生相位的偏移，扰乱相位编码。这种相位的偏移，在信号上表现为平行移动，即图像上的混叠伪影。即使在采集中采用导航或者呼吸门控的方式，仍有部分患者存在这种呼吸运动所导致的伪影。这种情况可以通过改变k空间填充的方式来改进。例如，采用径向的填充方式，沿着旋转辐条采集数据（图1-2-4-2）。由于辐条在中心的重叠，如果各个辐条出现“抖动”，也不会出现k空间覆盖中的间隙。因此使用该方案不会出现混叠伪影。同时，k空间中心的重叠采样也会有一个运动平均的效果。这种径向采集数据的不连续性可能导致“条纹”状伪影。然而在绝大多数的情况下，条纹对图像质量只有轻微的影响，并且由于其特有的视觉外观，很容易被识别。该采集方法相对于传统的笛卡尔方式更加复杂，需要更复杂的重建算法、更高的磁场均匀性，且需要更加精准的时变梯度场。近年来，随着硬件技术的发展以及重建算法的发展，在临床磁共振机器上实现径向采集已经可行。

该技术在临床上最主要的应用就是在腹部实现自由呼吸状态下的数据采集。径向采集的方法可以在持续浅呼吸期间采集数据，因此成为无法维持屏气的患者首选的采集方式（图1-2-4-3）。目前径向采集作为运动不敏感T ₁加权序列方案，已获得广泛应用。各个磁共振厂商在临床上开发出一些自由呼吸的序列，如 3DVANE、StarVIBE、LAVA Flex。

在检查开始时一般先用单次激发快速自旋回波（single shot fast spin echo，SSFSE）扫描冠状面、矢状面和横断面，以提供肝脏和上腹部的初步概览。然后标准肝脏扫描方案的其余序列通常在横断面上扫描，包括T ₁加权及T ₂加权序列横断位扫描。需要了解解剖关系时，额外再扫描冠状面或矢状面的细节图像。单次快速自旋回波用于横断面序列定位时，采用长TE的强T ₂W图像（比如TE为180~200ms）。该序列单个激发脉冲后，紧接一系列180°重聚焦脉冲，产生回波链（echo trains），一次完成k空间的填充，也可以通过采集一半的k空间[比如半傅立叶采集的单次激发快速自旋回波（half Fourier single shot turbo spin echo，HASTE）序列]来进一步加速。采集每个切面只需要1s或更短，并且整个采集过程中只需要一次或两次屏气。这些序列对磁敏感性差异较不敏感，受到运动伪影的影响比较小。其强T ₂加权特点可用于区分实体肝肿瘤、囊肿及血管瘤。由于单次激发快速自旋回波使用长回波链，软组织细节可能欠清晰，同时不建议对此序列使用抑脂技术，因为使用抑脂技术会使肝脏边缘欠清楚，并进一步降低已经相对较低的整体信号。

当扫描视野（field of view，FOV）相对于腹部太小时，会导致卷褶伪影。卷褶伪影可能出现在相位编码方向，也可能出现在三维扫描技术层面的切面方向。这些卷褶伪影可以通过增加FOV、使用预饱和脉冲技术或使用相位过采样来校正，但后一种选择会增加扫描时间。空气或金属磁敏感性引起的磁场不均匀，常常导致局部信号丢失、图像畸变和脂肪抑制不均匀。梯度回波序列对于磁场不均匀特别敏感，缩短TE有助于减轻这些伪影。快速自旋回波（fast spin echo，FSE）受到这些伪影的影响相对较轻。

T ₁加权序列有助于检出脂肪和其他T ₁高信号的物质，例如出血、高含量的蛋白质、铜或糖原的沉积等，而液体或纤维化物质在T ₁加权序列上显示为低信号。现在扫描常规使用GRE序列，GRE序列对磁敏感伪影非常敏感，因此可以帮助检测铁、钙、空气或金属的存在。为了尽可能减少T ₂ ^∗衰减，TE选择最短的时间。

双回波成像（图1-2-4-4）可观察同一成像体素中共存的脂肪/水分子抵消效应。为抵消TE延长造成的信号强度降低，反相位TE应低于同相位TE。通常场强在1.5T时，反相位TE为2.3ms，而同相位TE为4.6ms。3T时，反相位 TE为 1.15ms，而同相位TE为2.3ms。由此双回波成像可以观察肝实质或者肝脏病变中的细胞内脂肪。目前改进的Dixon技术三维成像序列的使用越来越多。后者通过加减同反相位图像，分别获得脂-水分离的图像，有助于达到更好的图像均一性、脂肪抑制及更薄的切面。

T ₂加权序列横断位扫描临床上常常使用FSE序列。TR一般为2 500ms，TE为60~120ms（最佳80~100ms），产生中等T ₂加权。 这种类型的序列主要检测的信息是液体含量，可以用于区分实性、囊性病灶及水肿等。

由于腹部脂肪存在高信号强度磁化转移效应（magnetization transfer），FSE T ₂加权序列应常规应用脂肪抑制。现有的脂肪抑制方法基于共振频率特征或者脂肪的T ₁弛豫时间。主要有：①化学位移选择（chemical shift selective，CHESS）抑制是临床上常用的脂肪抑制技术之一，可在磁化准备过程中抑制来自脂肪的信号。除此自外，也可同时在空间和频谱上选择性直接激励水的信号来实现脂肪抑制的效果。当磁场不均匀性较显著时，CHESS等频率选择方法在选择性激励脂肪中的质子则经常失败。②反转恢复法（inversion recovery，IR），其原理依赖于脂肪较短的T ₁弛豫时间，通过非选择性反转使磁化准备中脂肪的信号等于0，然后延迟时间与脂肪T ₁相匹配。短时反转恢复序列（short time inversion recovery sequences，STIR）是基于快速自旋回波 T ₂加权序列的一种抑脂序列，可以用于替代化学位移选择性抑脂。当使用适当的反转时间 （场强1.5T时约150ms）时，其脂肪抑制不依赖脂肪局部的磁场均匀性，特别适合于偏离磁体中央的解剖部位（如肩关节、四肢小关节等）的脂肪抑制。该序列抑制脂肪信号比较彻底，可增加局灶性病变的对比。然而因为受到磁化率的变化和磁场的非均匀性的影响，脂肪中质子的共振频率和T ₁时间常常并不均一。另外与脂肪T ₁弛豫时间相近的组织 （比如一些血液或钆增强组织）也会被非特异性的抑制，这使得该方法与缩短T ₁弛豫时间的造影剂不兼容，因此不能用于增强扫描。因此肝脏MRI较少使用该序列。③脂肪抑制的其他方法包含频谱预饱和翻转恢复（spectral presaturation with inversion recovery，SPIR）和频谱选择性反转恢复（spectral attenuated inversion recovery，SPAIR），为化学位移选择与短时反转恢复序列的整合。上述方法都有一些缺点，如扫描时间长、信噪比低、比吸收率（specific absorption rate，SAR）值高等。

磁共振胰胆管成像（magnetic resonance cholangiopancreatography，MRCP）在许多胰胆疾病的非侵入性检查中发挥重要作用。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长足发展。MRCP主要利用重T ₂效应成像，即腹部静止的充满液体的结构（具有较长的T ₂弛豫时间）和相邻的软组织（具有更短的T ₂弛豫时间）之间的T ₂弛豫时间差异。在重T ₂加权序列上，软组织由于T ₂弛豫时间短，表现为低信号，而胆管树和胰管内静止或者缓慢流动的液体在MRCP上表现为高信号。

重T ₂加权序列最初通过稳态自由进动（steadystate free precession，SSFP）梯度回波序列实现，后来长TE时间的快速自旋回波序列也被用于MRCP。衍生于快速自旋回波技术的一些技术，例如HASTE序列、快速恢复快速自旋回波（fast relaxation fast spin echo，FRFSE）、快速增强快速获取（rapid imaging with refocused echoes，RARE）技术，均可用于 MRCP。 为了减少呼吸运动的影响，可使用屏气或呼吸触发的扫描方式。从成像的方式来讲，可使用二维或三维的成像方式，其中三维成像可以提供更高的图像信噪比。同时各向同性的扫描也允许进行三维多平面重建及最大强度投影重建（图1-2-4-5），从而可在各个不同的方向上进行直观观察。同时上述加速技术、并行采集、压缩感知技术等的应用，可更进一步的缩短MRCP成像时间，使得三维成像在临床上更加方便。

弥散是水分子随机运动的物理过程，这种运动在组织中一般受到细胞膜的限制。活体组织内的水分子运动包括血管内快速移动的水分子 （灌注）及一般细胞内或者细胞间隙中的移位较慢的水分子（弥散），其中后者由布朗运动引起。组织内水分子的弥散一般通过一对外加梯度磁场来测量；这对梯度磁场可让水分子中的质子自旋去相位又复相位。外加梯度磁场下质子自旋沿梯度方向去相位后，由于弥散运动，在第二个梯度场的作用下并没有完全复相位，从而导致测量到的信号强度衰减。水分子弥散越快，信号衰减越大。因此水分子的弥散表现为弥散加权成像 （diffusion weighted imaging，DWI）图像上的低信号。Stejskal和Tanner首先描述了用于观察和测量水分子弥散的MRI实验。他们通过在180°重聚脉冲的前后施加梯度磁场脉冲来观察弥散。他们应用的序列实际上是标准的T ₂加权成像序列的一个变形，然而单个弥散加权图像只能测量沿该弥散梯度磁场方向的弥散。肝脏DWI成像通常是通过三个方向的三个弥散梯度磁场（ x， y， z）来测量，从而提供平均弥散加权图像。

单次激发自旋回波平面回波成像（echo planar imaging，EPI）结合脂肪抑制是DW-MRI最常用的序列。TR的设置应该大于2 500ms，至少应该是典型转移病变的T ₁的3倍。为了改善图像质量，通常使用短TE。为了加快扫描速度，一般使用较小的矩阵（通常为128×128），因此其图像内在空间分辨率低于其他序列的图像。

通过设置不同的梯度磁场强度可以得到弥散加权轻重程度不同的DW图像。梯度磁场强度（或者其持续时间）用b值来表示，单位为s/mm ²。扫描开始时可以获得一个b值为0的序列，也就是不应用梯度磁场，这个图像与T ₂加权抑脂图像信息相似，不含弥散的信息。然后扫描一个使用低b值（b<100s/mm ²）的DWI，接着再扫描一个使用高b值（例如b=800s/mm ²）的DWI。在临床实践中，由于正常肝实质的T ₂弛豫时间相对较短（1.5T时约46ms，3.0T时约24ms），用于临床成像的b值通常不宜高于1 000s/mm ²，更高b值的DWI常常信号太低，会接近噪声水平。DWI可以在屏气时进行，也可以选择在自由呼吸时采集多次信号来减少呼吸运动的影响。自由呼吸DWI可以结合呼吸门控。心脏跳动可以导致肝左叶水分子自旋失复相位，从而产生伪影。当屏气时，b值越高，伪影越多，并导致肝左叶ADC测量值过高。通过心电门控可以减少这种伪影。单位时间弥散距离大的水分子质子（例如血流）信号强度在小b值（100~150s/mm ²）时就快速衰减。非0的低b值 （b<100s/mm ²）DWI图像存在“黑血”效应 （black blood effect），使血管呈现低信号，这样可以提高位于暗血管附近的病变的显著性，有助于病灶检出。相对于b值较高的图像，低b值图像呈现出更高的信噪比，并且受到伪影的影响较小。而当使用较高的b值（例如，b>500s/mm ²）时，与正常肝脏相比，弥散距离小的水分子质子（如肿瘤细胞内的水分子）的信号衰减相对较少，在弥散受限区域表现为高信号。

大多数MRI设备都可以进行DWI扫描而不需要专门的硬件。DWI的采集速度相对较快并且不需要注射造影剂。DWI越来越多的应用于肝脏，其在肝脏肿瘤诊断中的优势：①有助于提高病变的检出率和诊断效能，如检出亚厘米级别的小肿瘤（图1-2-4-6）；②可以预测和监测肿瘤治疗效果。但是DWI在区分实性良恶性肝脏病变中的作用有限，通常需要额外的增强MRI序列。

常用的拟合b值和DWI图像信号间关系的数据模型有单指数衰减模型（mono-exponential decay model）和双指数衰减模型（bi-exponential decay model）。ADC值按照单指数衰减模型拟合两个或者两个以上的 b 值：ADC=log _e（S ₀/S ₁）/（b ₁-b ₀）。 目前 b值没有统一的标准，0~800s/mm ²或者0~1 000s/mm ²的b值应用较多，50~800s/mm ²的b值也有应用，其中b=50s/mm ²时图像的T ₂加权对病变诊断有一定优势 （图1-2-4-7）；图像黑血的效果比较明显，血液信号被抑制以后，计算出的ADC可能在一定程度上剔除灌注效应的影响。按照单指数衰减模型，ADC值拟合用的三个 b值包括 0、50s/mm ²、800s/mm ²。表观弥散系数图（apparent diffusion coefficient map，ADC map）显示的是每个像素的ADC计算值，可以直观地反映组织弥散特点。ADC值通常以×10 ^-3mm ²/s为单位。DWI图像上水分子弥散越快的区域信号越低，而ADC图上水分子弥散越快的区域信号越高。通过在ADC图上绘制感兴趣区（region of interest，ROI），可以得出 ROI中 ADC 的平均值或中位数。ADC值决定于计算它们的方法和b值的选择。如上所述，如果ADC像素图由b=0和低b值计算而得到，这样的ADC图融合了灌注和弥散两种效果。而如果ADC像素图由两个较高的b值计算而得到，其ADC图主要表达的是弥散效果。用于DWI的最优b值仍然存在争议，因此计算ADC的方法在不同的研究中有很大的差异。为了有助于比较，可以将用于计算ADC的b值附在ADC旁。例如，若用 50s/mm ²、200s/mm ²、400s/mm ²的 b 值来计算 ADC，可以将 ADC 表述为 “ADC（b=50、200、400）”。

体素内不相干运动（intravoxel incoherent motion，IVIM）成像用双指数衰减模型（bi-exponential decay model）来反映b值和DWI图像信号间的关系，其可以反映组织中水分子分别由灌注和弥散引起的移位。IVIM成像序列一般由一个没有弥散成像梯度磁场的成像（b=0）及一系列不同强度（或不同持续时间）的弥散成像梯度磁场的成像（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）（图1-2-4-8）所组成。按照双指数衰减模型，拟合的公式为：

D _slow反映水分子弥散移位的快慢，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参数取决于b值的个数、分布以及分段拟合时的阈值 b值（图1-2-4-9）。 此外，PF、D _slow、D _fast对阈值b值的依从性在健康肝脏和纤维化肝脏之间存在差异，健康肝脏对阈值b值的依从性更高。IVIM弥散图像序列可以采用全拟合 （full fitting）或分段拟合（segmented fitting）来进行拟合。分段拟合分析是目前肝脏IVIM弥散分析最常用的方法，b=200s/mm ²通常被选为阈值（图1-2-4-9）。当 b≥200s/mm ²时，灌注对信号衰减的影响可以忽略。假设在阈值b以上时，信号与 log（Signal b/signal 0）的关系为线性，其斜率即为D _slow。但是肝IVIM分析的最佳阈值b值仍未确定。最新报道显示与常用的200s/mm ²阈值相比，60s/mm ²的b值阈值可以增加健康肝脏与纤维化肝脏之间的平均距离。新近报道显示联合运用D _slow、PF和D _fast可区分纤维化肝和健康肝，有很高的诊断准确性 （图1-2-4-10）。另外在b=0时（即没有外加弥散成像梯度磁场时），在平面回波成像（echo planar imaging，EPI）上血管（包括微小血管）为高信号，而有外加弥散成像梯度磁场时，即使b=1s/mm ²，图像上血管（包括微小血管）即为低信号（图1-2-4-11）。b=0的图像与其后b不为0时的图像，难以按照双指数衰减模型来拟合。因此在计算IVIM参数时建议不使用b=0的图像，而从非0的最低b值图像开始双指数曲线拟合。

b值和DWI图像间的关系也可以由三指数衰减模型来拟合，其公式为：

三指数衰减模型进一步把血液灌注分为极快的血液灌注（D’ _Vfast，F’ _Vfast）与较快的血液灌注（D’ _fast，F’ _fast）、以及弥散部分（D’ _slow，F’ _slow）。 与双指数衰减模型一样，公式的运算及得到这些参数的方法许多文献已有描述。如果假设F’V _fast=1-F’ _slow-F _’fast，则可以简化方程，使其未知参数从6个降为5个。

从理论上看，IVIM成像可以同时观察活体组织内的血液灌注、细胞内及细胞外间隙的水分子弥散，这对于了解许多疾病的病理生理过程都有重要意义，比如肿瘤、肝脏纤维化等。为了获得可靠的IVIM数据，应用足够的b值进行可靠的曲线拟合至关重要。扫描需要受试者较好的呼吸配合。为了克服呼吸导致的位移，单纯屏气IVIM成像是一种可能的方式（图1-2-4-12）。

弥散成像存在一些局限性。因为弥散成像是基于平面回波成像（EPI）的序列。EPI的图像质量有限，空间分辨率及信噪比一般欠佳。EPI序列对磁场的不均匀性非常敏感，由此易产生磁敏感伪影，导致图像质量下降和失真。这些伪影多由空气-组织界面、金属植入物以及快速的梯度磁场切换所导致。肝脏DWI中的脂肪抑制也常常不均匀。

磁共振波谱成像（MR spectroscopy，MRS）是脂肪定量分析的传统标准。在3.0T磁场下，脂肪（甘油三酯）具有多个频率，其主要频率在距离水峰420Hz（1.46ppm）处，并且多个不同脂肪峰值的总和构成了脂含量。质子密度脂肪分数（proton density fat fraction，PDFF）为脂肪内的氢质子密度与所有移动氢质子密度之比。MRS法获取PDFF的准确性和重复性良好，其缺点是信号采集非常耗时。

与水比较，人体内的脂肪纵向和横向弛豫时间较快。近年来，超过3个回波（通常在6~12之间）的多回波化学位移编码（multi-echo chemical shift encoded，MECSE）GRE序列常用于定量 PDFF。这些序列利用水和脂质子的化学位移，通过校正一些主要混杂因素（T ₁偏离、噪声偏离、T ₂ ^∗衰减效应、脂肪波谱的复杂度以及涡流的影响），利用迭代计算即可以获得相应的水像、脂肪像、同相位像、反相位像，进而得到脂肪分数图。通过不同回波之间的信号衰减，可获得组织的T ₂ ^∗图像。PDFF定量的拟合模型应考虑脂肪谱的多个频率。T2 ^∗在不同回波之间的衰变可以让PDFF定量复杂化，尤其是肝脏有铁过量沉积时。多回波信号拟合模型可量化脂肪并评估T ₂ ^∗衰减。利用T ₂ ^∗评估来校正PDFF量化中T ₂ ^∗弛豫影响。此外，由于肝脏T ^∗与铁沉积量有关，T ^∗ ₂₂也可同时应用于肝脏的铁定量。但是铁含量过高时会导致GRE序列中的信号极低，因此严重铁过量会干扰肝脏中PDFF的量化。

PDFF采用低翻转角、多回波、多峰模型方法及包括T ₂ ^∗和涡流补偿，在一次呼吸屏气的时间内提供肝脏内脂肪沉积的准确和可重复的定量评估。量化结果可由伪彩图显示，并同时获得相应的T ₂ ^∗/R ₂ ^∗、水、同相位、反相位和脂肪图像。通过脂肪分数伪彩图，可以直观地观察肝脏中的脂肪量，并方便的比较不同时间采集的图像。脂肪测量也可以在脂肪分数伪彩图上进行，既可以测量脂肪量，也可以展示肝实质中脂肪的分布情况。

肝铁浓度定量 （liver iron concentration，LIC）是全身铁储存的最佳衡量标准。铁是顺磁性物质，在组织中通常以铁蛋白和含铁血黄素的形式存在。这些成分的存在会影响组织的T ₂、T ₂ ^∗及T ₁弛豫时间。因此肝内铁过载会造成MR图像信号下降，以受磁敏感性影响较大的梯度回波序列为著。

传统最常用的铁负荷MR测量方法是使用GRE序列来比较肝脏和非超负荷参考组织（椎旁肌）之间的信号强度。虽然这种比率测量方法会受到肝脏脂肪变和/或脂肪浸润的干扰，但是该方法操作简单，作为临床评估已经足够。弛豫测量方法使用多回波SE或GRE序列，并设置一系列从短到长的TE。将肝脏信号强度建模为TE的函数，可以计算出T ₂或T ^∗（或者 R=1/T、R ^∗=1/T ^∗）。肝脏T和T ^∗ _2222222（或 R ₂、R ₂ ^∗）与肝铁含量密切相关，通过验证后可在临床实践中用作肝铁含量测量的替代方法。采用梯度回波获得T ₂ ^∗的方法应用更加普遍，因为梯度回波序列采集时间短，通常在一个屏气时间内完成采集。梯度回波序列对磁敏感性差异更加敏感，对铁含量的变化也更加敏感，信号的衰减更快，但是在重度铁沉积的患者中该方法难以应用。

R2 ^∗弛豫测量方法通常使用多回波序列，屏气期间进行图像采集。第一个回波应尽可能短 （1ms或更短），回波间隔（echo spacing）足够短（大约1ms或更短），以确保即便是在铁高负载肝脏中也能检测到衰减信号。通过肝脏活组织铁含量校准的曲线，可从R ₂ ^∗/T ₂ ^∗测量值估算出肝铁含量（单位为mg-Fe/g或μmolFe/g）。

需要注意的是，弛豫率取决于磁场强度和成像采集参数。近年来，3.0T磁共振在临床上应用变得越来越普遍。在3.0T上铁过载时，信号会衰减的更快，结果与1.5T相比会有很大的差异。因此需要针对不同的场强分别优化扫描参数。由于场强越高，序列对磁敏感性的差异越敏感，因此，从理论上来说，更高的场强对于测量铁含量会更加敏感。然而在重度铁沉积的情况下，由于信号衰减过快，在3.0T及以上的磁共振中，肝铁沉积的测量变得较为困难。就目前来讲，R ₂/R ₂ ^∗弛豫测量技术在采集方案以及后处理方面仍然需要标准化。

在许多肝脏MRI检查中对比增强成像是最重要的序列之一。钆螯合剂细胞外造影剂是肝MR领域应用历史最长、范围最广的造影剂。造影剂迅速分布于细胞外空间，通过肾小球滤过排出，其体内分布方式类似于CT多相动态成像的碘造影剂。与含碘CT造影剂相比，钆螯合剂的增强效应更强，因此能更好地勾画出病变内微量的造影剂聚集。用于MR造影的细胞外钆造影剂有几种剂型，其药理学和影像学特征基本相同。一般注射造影剂10~20ml，剂量0.1mmol/kg，理想流速2ml/s。钆布醇（Gadobutrol）的浓度是其他 MR造影剂的两倍，所以其注射流速为1ml/s或注射前进行稀释。建议注射造影剂后，在注射管道内继续注射20ml盐水，用以冲洗管道内残留的造影剂。

钆造影剂可以明显缩短T ₁弛豫时间，并在T ₁加权序列中表现出高信号。增强扫描一般使用脂肪抑制技术，以更好地显示肝脏病变，并减少腹壁运动伪影的影响。一般在静脉注射造影剂前后，应用三维抑脂GRE T ₁加权序列进行多次图像采集。一次三维抑脂GRE T ₁加权序列采集可以在一次屏气内完成。在设备条件容许的情况下，扫描序列的TR和TE应该尽可能短。短TR可以缩短扫描时间和增加T ₁权重；而短TE将磁敏感性伪影最小化。序列的翻转角度通常设置在10°~15°。

磁共振造影剂含有重金属钆，其需与配体（螯合物）结合。游离的Gd ³⁺有剧毒，可以取代人体内很多肽和生物酶上的Ca ²⁺离子，从而抑制它们的功能。为了降低它的毒性，一般将游离Gd ³⁺与各种配体反应，形成稳定的螯合物，这些螯合物在人体内不易分解，从而降低了毒性。根据结构形态不同，钆造影剂可分为“线性”和“大环状”两类。线性造影剂是最早使用的磁共振造影剂。理论上来说，线性造影剂中的配体是“开环的”，易于解离。在人体内，线性造影剂这种结构容易使螯合物中某个配位点发生分离，进一步导致其他配位点序贯分离，释放出有害的Gd ³⁺。而“大环状”造影剂避免了这种情况的发生。在“大环状”造影剂中，Gd ³⁺被“固定”在配体周围，稳定性较高。2014年有文献报道使用过钆造影剂的患者再次行头部MRI检查时，小脑齿状核T ₁信号升高，原因可能是钆造影剂沉积。2015年又有报道分析了线性和大环状钆造影剂，发现齿状核高信号与线性造影剂有相关性，而与大环状造影剂无相关性。基于许多科研结果，可以认为由于化学结构的差异，大环状造影剂稳定性优于线性造影剂。

钆造影剂可导致肾功能不全的患者出现肾源性纤维化（nephrogenic systemic fibrosis，NSF）的不良反应最初于1997年被发现，直到2000年才被首次报道。NSF是严重肾功能不全患者静脉注射钆造影剂所诱发的一种严重的、多系统受累的疾病，严重时可导致患者死亡。目前，NSF尚无确切有效的治疗方法。2010年9月美国FDA发布药物安全通告，对于急性肾损伤或慢性严重肾病患者，不得使用三种线性钆造影剂：钆喷酸葡胺、钆双胺和钆弗塞胺。欧洲药品管理局（EMA）2017年7月21日正式禁止了部分线性钆造影剂的使用，即钆喷酸葡胺、钆双胺、钆弗塞胺，同时也限制了钆贝葡胺的使用范围，仅限肝脏使用。而美国食品药品监督管理局（FDA）2017年5月22日认为目前钆增强MRI导致的脑部钆沉积没有危害，认为钆造影剂安全性需要进一步评价。目前欧美对于线性造影剂使用存在争议，但大环状造影剂的安全性是公认的，目前也没有证据证明线性造影剂引起的脑部钆沉积对人体有害。目前，我国批准上市的含钆造影剂有钆喷酸葡胺注射液（马根维显）、钆双胺注射液、钆贝葡胺注射液、钆塞酸二钠注射液、钆特酸葡甲胺注射液、钆特醇注射液、钆布醇注射液7种。2017年12月，我国国家食品药品监督管理局（china food and drug administration，CFDA）也发布通告，建议医务人员应谨慎使用含钆造影剂，在必须使用的情况下应使用最低批准剂量，并在重复给药前仔细进行获益风险的评估。

平扫图像对于评估病变的组织结构特性非常重要，包括有无顺磁性物质的存在等。另外，平扫图像也是与增强后图像进行对比的基础图像，同时也作为动态成像前的技术质量评估图像。动脉期早期通常在静脉注射造影剂后15s，动脉期晚期在注射静脉造影剂后30s，动脉期晚期对病变和血管的评估非常重要。良好的动脉晚期是肝动脉强化和门静脉的早期强化，基本没有肝实质的强化。为了保证扫描时间的精确性，可以使用固定延时或按个体延时，后者包括测试注射造影剂或者使用注射信号跟踪。门静脉期（造影剂注射后60~70s）对于乏血供病变的检出、定性诊断及观察病变造影剂洗脱非常重要。良好的门脉期表现为整个肝脏血管结构的增强以及肝实质的显著强化。造影剂给药后3min左右进行静脉晚期或实质期成像，可以更好地显示造影剂洗脱。延迟增强对于评估血管瘤持续增强和肿瘤内成分（如胆管癌内纤维化）很重要。

肝胆特异性造影剂MR增强扫描可显示其被肝细胞摄取和随胆汁排泄的过程，可反映病灶的肝细胞功能及评估胆道，从而克服细胞外造影剂的一些局限性。肝胆特异性MR造影剂注入体内后其初始分布与细胞外造影剂一样位于细胞外间隙，之后到“肝胆期”，造影剂被肝细胞摄取并向胆道排泄，从而特异性增强肝胆系统的显示。肝胆特异性造影剂的肝细胞摄取和向胆道排泄由肝细胞细胞膜转运蛋白主动转运，而这个过程需要肝细胞有正常的功能。有正常肝细胞功能的组织在肝胆期中表现为T ₁加权强化（图1-2-4-13），而缺乏摄取肝胆特异性造影剂功能的病变在肝胆期中表现为强化减低或没有强化。

目前市场上有两种基于钆的肝特异性造影剂：钆贝葡胺（GD-BOPTA）和钆塞酸（GD-EOB-DTPA）。钆贝葡胺推荐给药剂量为0.1mmol/kg，约5%的剂量通过胆道排出。与钆塞酸相比，该制剂血管动态增强更好，肝血管结构增强程度更高；而肝胆期在给药后1~2h。钆塞酸推荐剂量为0.025mmol/kg，约50%的剂量通过胆道排出。它吸收迅速，给药后20min即可获得肝胆期。在正常功能的肝脏中，10min的延迟足够显示肝胆期。与钆贝葡胺相比，钆塞酸血管增强程度较低，持续时间较短。然而由于钆塞酸约50%通过胆道途径排泄，因此对肝胆期的显示更好。使用这些造影剂，还可以通过在肝胆期进行T ₁加权胆道造影来评估胆道结构。

使用这些造影剂需要调整扫描过程。钆贝葡胺需要扫描两次即扫描细胞外间隙期及扫描肝胆期。而对于钆塞酸，同一次检查中可以得到细胞外间隙期与肝胆期。由于钆塞酸首次动态成像与肝胆期之间存在10~20min的间隙，这段间隙可用于扫描不受造影剂影响的序列，如T ₂加权抑脂序列和DWI。然而，梯度回波的同相位像/反相位像（in-phase/outphase）和磁共振胰胆管成像 （MRCP）应该在注射造影剂之前进行。在肝胆期，序列的翻转角增加到30°~35°时，肝脏和胆管树的信号增高，无强化结构的信号降低，有助于低信号病变的显示。

超顺磁性氧化铁（super paramagnetic iron oxide，SPIO）纳米颗粒在功能正常的肝脏被Kupffer细胞吞噬，因此T ₂加权图像显示为低信号，而肝脏转移瘤及肝癌缺乏Kupffer细胞，在注射SPIO以后的T ₂加权图像上信号不下降（图1-2-4-14、图1-2-4-15）。另外，超顺磁性氧化铁纳米颗粒制剂Ferumoxytol被批准用于慢性成人肾病性缺铁。Ferumoxytol胶体颗粒直径为30nm，因此静脉注射以后也可以达到SPIO的造影功能。

动态对比增强磁共振成像（dynamic contrast enhanced-MRI，DCE-MRI）可用于量化肝实质灌注变化情况及评估恶性局灶性肝脏病变中的血管生成状态。DCE-MRI通过连续快速扫描来追踪造影剂的摄取、排泄，从而评估局部器官灌注情况。DCE-MRI的优势包括：无电离辐射、可对整个组织器官进行重复动态成像、可在治疗前后重复多次进行检查。血管内皮生长因子（vascular endothelial growth factor，VEGF）是一种诱导肿瘤血管通透性增加、有效促进血管生成的因子。肝细胞肝癌和肝转移病变都在VEGF作用下新生成微血管。近年来，血管靶向药物（如抗血管生成剂和血管阻断剂）在临床试验和临床癌症治疗中，得到了很大发展。一般认为血管靶向治疗早期的效果，不应仅仅通过观察肿瘤大小的变化来评价，而应该观察肿瘤的血液灌注情况。DCE-MRI可以非侵入性定量研究组织血供，在抗血管生成药物和血管阻断剂的临床评价中得到了尝试性应用。

DCE-MRI需要对优化空间分辨率、器官扫描范围和扫描速度达成一个平衡，因此合理地选择成像参数非常重要。以前大多数DCE-MRI检查使用横切面的二维（2D）扫描以保持较高的空间分辨率和时间分辨率。近年来，随着技术进展，3D梯度回波进行全肝灌注成像已成为可能，这些技术包括如LAVA、VIBE、THRIVE等。DCE-MRI一般采用短TR和短TE以产生T ₁加权效果，因为TR较短，通常翻转角一般也较小。3D扫描具有采集整个肝脏数据的优势，这对追踪具有多发肝转移或肝细胞肝癌的患者很有必要。相比于2D成像序列，3D技术消除了射频激励脉冲波形欠完美的缺点，并具有更好的信噪比。但是3D扫描会在一定程度上降低时间分辨率。

DCE-MRI目前多使用可变翻转角的T ₁加权3D扰相梯度回波（spoiled gradient echo）技术。并行成像加速技术通常用于提高成像时间分辨率。为了追踪肝脏感兴趣病变或区域的灌注情况，其时间分辨率应不少于4s，层数在36~50层之间。理想状态是主动脉和门静脉应同时出现在扫描切面中。有时需要斜切面成像或者冠状平面成像以确保扫描整体组织结构。注射造影剂之前，至少进行1~3次不同翻转角的3D采集。完成平扫图像后以恒定速度（3~5ml/s）静脉注射低分子Gd螯合物造影剂 （一般10ml）并获得DCE-MRI的图像。注射造影剂后紧接着注射20ml盐水冲洗静脉注液管道。钆贝葡胺（gadobenate dimeglumine）T ₁弛豫率较高，可以降低剂量使用。注射药物从血管内渗出到血管外细胞外间隙（extravascular extracellular space，EES），从而导致T ₁加权信号增加。肿瘤组织中血管渗漏能力和血流决定造影剂外渗到EES的速率，因此在DCEMRI中检测的信号代表着血管通透性和灌注的总和，故而DCE-MRI对血管通透性、细胞外间隙体积和血流量改变都较敏感。

DCE-MRI图像后处理通过扫描追踪感兴趣区组织的信号强度（signal intensity，SI），获得 SI对应时间的曲线，然后使用不同的DCE-MRI后处理技术来分析数据。数据分析方法分为半定量分析和定量分析。半定量分析基于时间-信号强度曲线来计算参数；定量分析需要使用具有动脉输入功能（arterial input function）的双室药代动力学模型。文献显示两种方法计算得到的参数都与肿瘤血管生成相关。

通过分析器官或病变范围内信号强度（SI）随时间的变化，可以半定量地计算DCE-MRI参数。通过半定量分析，可以方便的得到标准化信号强度-时间曲线的多项参数：①曲线下面积（AUC）：表示在一段时间内的增强量（通常从信号强度-时间曲线强化的起始到60s或90s）；②最大强化（maximum SI）或增强峰值比[（SI最大值-SI基线）/SI基线]；③流入斜率（wash-in slope）：这是量化增强速度的一个指标。计算每单位时间的增强最大变化值，通常在曲线增强20%~80%的范围计量；④平均通过时间 （mean transit time，MTT）：表示血液灌注组织的平均时间，这个参数受到检查范围内血液量和血流的影响。

半定量DCE-MRI技术易于操作、无需药代动力学模型及造影剂浓度的转换，也不需要动脉输入功能。虽然半定量分析广泛使用，但其不能估计组织中造影剂的浓度，这些参数受到扫描设备、造影剂体积和注射速率的影响。扫描的时间分辨率也很容易改变信号强度曲线形状，因此半定量DCE-MRI的结果难以在不同研究间比较，也难以了解肿瘤血管生理特性。然而半定量分析方法操作简单，文献中仍然得出了大量有临床意义的重要数据。

DCE-MRI定量分析技术包含三个步骤：①由于钆造影剂浓度与T ₁倒数的变化呈反比，可以从已得信号强度中计算组织造影剂浓度；②测量肝动脉和门静脉输入函数（arterial and portal vein input function）；③给定量参数设置初始值，并将组织造影剂浓度和肝动脉和门静脉输入函数代入药代动力学模型中，通过迭代计算直到获得最终的定量参数值。

定量分析需要T ₁mapping，通常通过不同翻转角的序列来完成。通常在造影剂增强之前扫描不同翻转角的序列，获得组织本身固有的T ₁mapping，然后再注射造影剂获得动态增强的图像。一般先在屏气期间获取图像，然后在自由平静呼吸期间获取图像，获得定量分析所需图像通常总采集时间不低于5min。

多年来Tofts、Brix以及Larsson等采用单动脉输入方法，已经提出了多个药代动力学模型。由于肝细胞肝癌主要从肝动脉供血，其可以应用单输入动力学模型。对于动脉和门静脉双重供血的原发灶和转移灶，双输入单室血流动力学模型更合适。值得注意的是不同于CT中碘浓度和CT单位（HU）之间的线性关系，钆浓度与MRI信号强度（SI）之间的关系是非线性的，这点使灌注定量复杂化。为了简化灌注定量，一般在肝脏预期浓度范围（0~0.5mmol/L）和血液预期浓度范围（0~5mmol/L）内，假设 SI和钆浓度之间为线性关系。定量分析方法可以得到以下参数：①Ktrans：造影剂从血管内渗透到血管外-细胞外间隙（EES）的过程；主要表示渗透性受限（高流量）情况下的血管通透性，但也表示在限流情况下进入组织的血流量；②Kep（回流速率常数）：造影剂从血管外-细胞外间隙（EES）返回到血管内的过程；③Ve：代表细胞外间隙内造影剂浓度占整个体素的百分比，间接反映细胞密度和组织血管化程度。

获得高质量肝脏DCE-MRI图像尚面临许多挑战。一方面是呼吸运动对于肝脏位置的影响，且呼吸门控在DCE-MRI中几乎没有多大应用。解决呼吸运动影响的方法有：①平静浅呼吸状态下进行成像；②在进行定量计算之前，利用图像配准技术对图像进行配准，但是因为肝脏运动的复杂性导致这种配准往往比较困难。二是各种血流输入模型和药物代谢动力学模型的存在，使肝脏定量DCE-MRI变得更加复杂。目前DCE-MRI药代动力学模型定量分析的可重复性方面尚有许多问题。因此DCE-MRI药代动力学模型定量分析投入广泛的临床应用之前，需要积极解决成像采集和分析技术的标准化问题。

MR 弹性成像（MR elastography，MRE）可用于评估肝脏组织的硬度，其原理是振动压缩装置先发出剪切波，接着测量剪切波在肝脏组织的传播速度，然后采用具有运动编码梯度的相位对比MRE序列检测剪切波，并在组织硬度的定量图（弹性图）上进行显示（以kPa测量）。目前已经有几种产生机械波的驱动器可用于MRE技术。最广泛使用的一款是位于机房的主动驱动器，该设备产生气压波后，通过塑料管传递到被动驱动器，被动驱动器作用于患者肝脏附近腹壁。用于肝脏成像MRE的典型激发频率范围为40~80Hz。诱发的振动可处于单一频率（如60Hz）或多个频率。市面上可用的MRE技术已在主要MR制造商之间实现标准化，场强和脉冲序列之间几乎没有差异。

肝硬度与纤维化阶段直接相关，并随着疾病的进展而增加。用肝脏组织活检作为参考标准的分析MRE诊断精准性的荟萃分析显示（其中包含19项研究，共纳入1 441例患者）：诊断纤维化分期≥1的AUC为0.84~0.95，纤维化分期≥2的AUC为0.88~0.98，纤维化分期≥3的AUC为0.93~0.98，纤维化4期的AUC为0.92~0.99。相比一维超声瞬时弹性成像与超声焦点剪切波弹性成像，MRE对肝纤维化分期的诊断精确性更高。相比超声弹性成像技术，MRE不受肥胖或腹水限制，具有分析更大体积肝实质及评估整个肝脏的优势，降低取样误差。但是干扰超声弹性成像技术的一些生物因素，如餐后、肝脏脂肪变性、肝脏组织炎症、胆汁淤积、右心衰竭和肝静脉充血等，也会影响MRE。肝硬度也随着肝脏炎症而增加。现阶段MRE序列对肝脏铁超负荷敏感，这会降低肝实质中的信噪比，并可能导致不可靠的测量或技术故障，这种局限性可部分通过改良自旋回波来克服。

3.0T磁场磁共振扫描仪目前已经在临床上广泛应用。相对于1.5T扫描仪，3.0T扫描仪可以增加信噪比，从而提高空间分辨率、能够使用更薄的层面或减少扫描时间。与1.5T相比，大多数组织在3.0T场强时，T ₁弛豫时间一般较长，而T ₂弛豫时间几乎不受影响。脂肪和水的波谱分离也较大，能达到更好的脂肪抑制效果。MRI检查动态增强扫描也能从3.0T高场强中获益。由于肝脏组织T ₁弛豫时间显著增加，但是对于T ₁钆缩短效应变化极小，从而最后导致肝脏与病灶的对比度增加。

3.0T场强的T ₂序列通常以更短的TE来采集，以补偿3.0T时较大的T ₂ ^∗衰减。3.0T场强下的T ₁弛豫时间越长，T ₁加权序列的TR就越长，因此信号采集时间就越长。相对于1.5T，患者在3.0T时，T ₂加权FSE序列的射频功率沉积较大。3.0T扫描仪在伪影控制方面常常更加困难。磁场强度越大，磁敏感伪影越多，金属或气体引起的图像失真及信号丢失也越明显。随着场强的增加，脂肪和水界面发生的化学位移配准误差也随之增大。相对于1.5T磁共振扫描仪，3.0T磁共振扫描仪DWI使用的EPI序列中，由磁敏感性和磁场不均匀性导致的图像畸变更加严重，这导致脂肪抑制不彻底。使用并行成像可以相对减少这些限制。

无论在1.5T还是3.0T磁共振仪上，体线圈均用于射频发射，在无外在物体干扰的情况下，均可以产生均匀一致的射频场分布。但是一旦激发范围内有受试者（患者）进入，射频场均匀性会遭到破坏，会导致成像介质内射频脉冲分布的不均匀，不同的位置所接受到射频脉冲的强度不一致。这种不均匀性可能会造成局部射频能量的沉积，伴随着射频量的提高和SAR值的限制，一些快速成像技术也受到限制。随着场强的提升，氢质子共振频率升高，激发所需的射频脉冲的波长更短，其在穿过介质时更容易产生介电伪影，这在一些腹水患者的图像上表现更为明显。多源及并行发射系统使用两个或更多个独立信道，将功率分配到射频发射线圈的端口。这样的系统在严格控制每个通道的时序、相位、功率和幅度以及各种安全适应性的前提下，可以根据个体差异而调节射频场，以得到均匀的射频场（B ₁）、更准确的SAR值估计。例如对于TSE序列来讲，多源或并行射频发射技术能够得到均一的反转角，对于图像质量、量化信息的准确性有很大的帮助；对于SSFP序列来讲，多源技术能够准确的估算SAR值，从而可以缩短TR，用以减小由于主磁场（B ₀）和射频场（B ₁）的不均匀性导致的伪影问题等（图1-2-4-16）。