第二节 介入相关的磁共振物理技术

一、磁共振成像基本物理原理

磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）是利用核磁共振（nuclear magnetic resonance，NMRI）原理，依据所释放的能量在物质内部不同结构环境中不同地衰减，通过外加梯度磁场检测所发射出的电磁波，即可得知构成这一物体原子核的位置和种类，据此按一定数学方法重建出物体内部的结构图像的成像方法。

（一）磁共振信号产生

在解释核磁共振物理原理前，首先介绍一下核磁的概念：带有正电的磁性原子核自旋产生的磁场叫作核磁，这也正是“核磁共振”中“核磁”的由来。人体内有许多种磁性原子核，理论上人体组织中所有的磁性原子核均可以作为MRI的对象，但一般用于人体MRI的原子核为氢原子核（1H），1H仅有一个质子而没有中子，因此也被称为氢质子或直接简称为质子。人体组织中含有大量的氢质子，它们自旋会产生无数个小核磁（常规的临床磁共振信号主要来源于人体组织中的氢质子）。尽管如此，自然状态下人体内氢质子呈杂乱无章的分布，每个质子产生的磁化矢量相互抵消，因此人体不会有宏观磁化矢量产生，如图1-2-1所示。但MRI仅能探测到宏观磁化矢量的变化，为了产生宏观磁化矢量，简单的做法是把人体放入外磁场中。

当人体进入外磁场的环境时，氢质子会沿着外磁场的方向有序排列，由于氢质子自旋能级存在差异，一部分质子与外磁场平行同向分布，该部分质子能级较低；另一部分与外磁场平行反向分布，该部分质子能级较高。人体内低能级的质子数量略多于高能级的质子数量，人体就会产生一个与外磁场方向相同的宏观磁化矢量，如图1-2-2所示。

但进入外磁场后，高能级质子和低能级质子的磁化矢量并不完全与外磁场平行，而是存在一定的角度，除了自旋外，质子还会以外磁场的方向为轴，按这个角度以一定角频率进行旋转，如图1-2-3所示，我们把这种旋转摆动称为进动。

质子绕着外磁场进动的速度叫作进动频率，又称为拉莫尔频率，其计算公式为：ω = γB₀。该式中，ω为拉莫尔频率，γ为旋磁比，是由原子核决定的常数，B₀为外磁场的强度，B₀越大，进动频率越快。

由于进动的存在，质子自旋产生的磁场可分解为两个部分，即纵向磁化分矢量和横向磁化分矢量。假定组织样本中存在2 000 004个处于低能级状态的质子和2 000 000个处于高能级状态的质子，它们各自绕外磁场方向进动，低能级状态质子与高能级状态质子的纵向磁化分矢量对立抵消，剩下了处于低能级状态的4个平行质子，最后产生一个与外磁场同向的宏观纵向磁化矢量，但是由于相位不同，横向磁化分矢量相互抵消，因此没有宏观横向磁化矢量的产生，如图1-2-4所示。至此可以得出，当人体进入外磁场后被磁化，只产生一个沿外磁场方向的净磁化矢量，但是该磁化矢量无法在接收线圈中产生有效的磁共振信号。如果此时施加一个匹配的射频脉冲，净磁化矢量将出现一个垂直于外磁场的横向分量。该横向磁化分量围绕外磁场方向进动将不断切割接收线圈从而引起线圈磁通量的变化，最后产生磁共振信号。

在图1-2-4A中左侧空白箭代表外磁场方向，每个质子都产生纵向磁化分矢量（纵向虚线黑箭）和横向磁化分矢量（横向实线黑箭）高能级质子的纵向磁化分矢量与外磁场相反，低能级质子的纵向磁化分矢量与外磁场相同。由于质子进动，各质子的横向磁化分矢量以外磁场方向为轴做旋转运动，其方向与质子进动方向一致（虚线圆圈箭头）。在图1-2-4B中，沿外磁场方向观察XY平面上的质子横向磁化分矢量（虚线黑箭）的分布，由于在圆圈中所处的位置不同（相位不同）而相互抵消，故无宏观横向磁化矢量产生，而为了使人体组织中产生一个可以被接收线圈测量的旋转的横向磁化矢量，我们对处于外磁场中的人体组织施加一个射频脉冲，该脉冲的频率与质子的进动频率相同，射频脉冲的能量将传递到低能级的质子，处于低能级的质子获得能量后跃迁到高能级，这就是磁共振现象的微观原理。从宏观角度来说，由于射频脉冲产生的射频磁场垂直于外磁场方向，使得宏观纵向磁化矢量发生翻转，并且由于射频脉冲的聚相位效应，质子群的横向磁化分矢量相互叠加，产生旋转的宏观横向磁化矢量，如图1-2-5所示。

如上所述，在射频脉冲的激发作用下，宏观磁化矢量会产生一定角度的翻转，若射频脉冲的能量正好使宏观磁化矢量偏转90°，该脉冲称为90°脉冲；使宏观磁化矢量翻转180°时，该脉冲称为180°脉冲；使宏观磁化矢量翻转小于90°时，该脉冲称为小角度脉冲。射频脉冲能量的大小与脉冲强度及持续时间有关，当宏观磁化矢量的偏转角度确定时，射频脉冲的强度越大，需要持续的时间越短。

射频脉冲激发作用完成后，关闭射频脉冲，组织中的宏观横向磁化矢量会从最大逐渐缩小至完全衰退，而宏观纵向磁化矢量从零逐渐恢复直至最大即平衡状态，这个过程称之为核磁弛豫。

核磁弛豫分为纵向弛豫和横向弛豫，又称为T₁弛豫和T₂弛豫。T₁弛豫指射频脉冲关闭后，在外磁场的作用下，宏观纵向磁化矢量逐渐恢复至激发前的状态。T₂弛豫指宏观横向磁化矢量逐渐消失的过程，射频脉冲关闭后，同相位进动的质子群逐渐失去相位一致性，横向磁化矢量的叠加逐渐减弱，宏观横向磁化矢量逐渐消失（图1-2-6）。

MRI往往需要重复施加多个射频脉冲。对应的重复脉冲之间的间隔时间被称为重复时间（repetition time，TR）；从开始施加的首个射频脉冲的峰值到接收到横向磁化返回信号峰值之间的时间间隔，被称为回波时间（time of echo，TE）。在MRI中，通过调整序列参数，如改变TR、TE值，使MRI图像主要反映组织的某一特性，抑制其他特性对图像的影响，最终实现区分不同组织的目的，该过程生成的图像称为加权像（weighted image，WI）。T₁加权像（T₁-weighted imaging，T₁WI）指图像内信号强度的高低主要反映组织纵向弛豫的差别，T₂加权像（T₂-weighted imaging，T₂WI）重点突出组织横向弛豫差别，而质子密度加权成像（proton density weighted imaging，PDWI）主要突出单位体积的不同组织间质子含量差别。通过改变TR、TE的数值，可以得到组织的T₁WI、T₂WI和PDWI，如表1-2-1所示。

射频脉冲、梯度场信号采集时刻等相关各参数的设置及其在时序上的排列称为MRI的脉冲序列，一般脉冲序列由5个部分构成，即：射频脉冲、层面选择梯度场、相位编码梯度场、频率编码梯度场（也称读出梯度场）以及MRI信号（图1-2-7）。

序列常按采集信号类型进行的分类：

（1）FID类序列：

采集到的MRI信号是FID信号，如部分饱和序列等。

（2）自旋回波类序列：

采集到的MRI信号是利用180°相位重聚脉冲产生的自旋回波，包括常规自旋回波和快速自旋回波序列等。

（3）梯度回波类序列：

采集到的MRI信号是利用读出梯度场切换产生的梯度回波，包括常规梯度回波、扰相梯度回波和稳态进动成像序列等。

（4）杂合序列：

采集到的MRI信号有两种以上回波，通常是自旋回波和梯度回波，如快速自旋-梯度回波序列和回波平面成像序列等。

（二）磁共振成像原理

射频脉冲激发后采集到的MRI信号包含患者检查部位的全部信息，但是信号中不包含空间位置信息，因此无法解析出信号的空间分布。这正是使用梯度磁场进行空间编码的意义。

当在磁场中施加梯度磁场时，磁场会随着位置的变化而发生改变，通常以线性方式变化。根据功能与方向，这些梯度磁场被分为层面选择梯度（G_z）、读出频率编码梯度（G_x）与相位编码梯度（G_y）。通过在外磁场上施加3个方向的梯度磁场，使得磁场强度在空间三个方向上线性变化，从而在信号中融入对应的空间编码信息。

首先介绍层面选择梯度的使用。假定对Z方向进行选层，即沿着Z轴方向得到横断切面，在Z轴方向上施加一个梯度G_z，如图1-2-8所示，磁场强度从足部至头部逐渐增大。由于磁场强度在Z轴方向的线性分布，根据拉莫尔理论可以得出，Z轴方向上不同层面质子的进动频率是不同的。由核磁共振原理可知，射频脉冲只能激发与其振动频率一致的质子群，故发射具有特定频率的射频脉冲，就可以选择性地激发特定层面的质子群，从而得到相匹配的单一层面的信号，实现层面的选择。

在选择层面以后，还需确定二维层面的空间信息。为了进行层面内的空间编码，接收回波信号时在X方向上施加G_x梯度，称为频率编码梯度。由于G_x梯度是在接收回波信号时施加的，故又称为读出梯度。频率编码梯度施加后，层面空间上从左至右，质子的进动频率呈线性分布。虽然接收到的信号依然是层面内各个信号之和，但是由于频率编码梯度的作用，得到的信号实际上变成了X轴方向上各种频率信号分量的总和。如果对单一层面采集到的信号进行傅里叶变换，很容易根据频率与位置一一对应的关系，得出信号在X方向的空间分布信息。

举例说明，如图1-2-9所示，考虑一个具有3行和3列的层面，总共9个像素。在接收回波时施加G_x梯度，层面中3列像素内质子以递增的角速度进动，分别为ω₁、ω₂、ω₃并且速度不同，质子所在的列数不同，这使得它们通过各自速度和位置被区分开来，实现频率编码。

在打开G_x与G_y之前，质子以相同频率进动，保持同相位。如若在Y轴方向上打开G_y，在此梯度磁场的影响下，沿Y轴方向的质子开始以不同的频率发生进动，质子之间开始产生相位差，如图1-2-10所示。一段时间后关闭G_y，质子继续以相同频率进动，Y轴方向上的质子产生的相位差被保留了下来。

采集的信号经二维傅里叶变换之后，就可以解析出频率信息和相位信息，进而实现二维层面的空间定位。

频率编码数和相位编码数直接对应图像的分辨率，例如一幅分辨率为256 × 256的图像，其频率编码数为256，相位编码数也为256。并且相位编码数决定了MRI信号的采集次数，因为此图像相位编码数为256，所以需要采集256次MRI信号。每次采集得到MRI模拟信号，并且每次这些信号都以一行的形式填充所谓的数据空间，如图1-2-11所示，模拟信号进行离散化采集得到数字信号，最后形成K空间数据。由此信号采集过程可以得出，每个层面的信号采集时间是256 × TR，有时为了改善成像质量需要对信号进行多次采集，重复采集次数被称为激励次数N_ex，因此，序列总的采集时间为256 × TR × N_ex。

得到K空间数据后，我们需要进行傅里叶变换分离出不同频率、不同相位的MRI信号，不同的频率和相位代表不同的空间位置，而幅度代表MRI信号强度，将这些信息分配到相应的像素空间中，即可得到该层面上的MRI图像，整体过程如图1-2-12所示，对于一个切片（层面），MRI的实际范围可以用视场（field of view，FOV）进行描述。

MRI的主要用途是解剖学诊断，图像质量是最值得关心的部分，以下简述了MRI图像质量的几个主要指标。

图像质量标准主要是信噪比、对比度和空间分辨率。信噪比为主要的质量评估因素，其制约着对比度与空间分辨率。对比度体现了组织间的信号差异，而空间分辨率确定了可观测的最小空间尺寸。除这三者之外，伪影也会影响图像质量，可能会造成诊断结果的偏差。伪影的种类有很多，主要的伪影可以分为两大类：一类是与患者相关的伪影，包括金属伪影和运动伪影；一类是与磁共振系统设置相关的伪影，包括截断伪影、卷折伪影、化学位移伪影、交叉激励现象、磁敏感性伪影等。识别与设法消除或减小所生成的伪影，也是提高图像质量办法中重要的一环。

上述评判标准相互制约，一般来说，在扫描时间相同的情况下，信噪比大小与图像分辨率高低成反比。提高信噪比和增加图像分辨率都要求延长扫描时间，但过长的扫描时间可能会引起患者身体不适，引入运动伪影的概率会相应增加，也会提高医院单次扫描的人力成本。因此我们常需要调整扫描参数，在信噪比、对比度和空间分辨率之间进行合理的折中，从而达到满足临床要求的图像质量。

二、磁共振介入系统的硬件设备要求

磁共振介入系统常需要开放式的主磁体结构，这样有利于在介入手术过程中医师灵活方便地接近患者，此外开放式磁共振系统成像空间大，手术可以在扫描区域内或区域外进行，如图1-2-13～图1-2-16分别给出3.0T主磁体、1.0T大孔径型磁体、0.55T闭合大孔径短磁体和0.35T开放式C型磁共振磁体示意图。由于没有放射线辐射，术中可以随时进行磁共振扫描，医师无须回避，极大节省了时间与体力，便于实时观察术中情况，极大地提高了工作效率。

1.介入性磁共振设备

推荐使用具有开放式磁体或封闭式短磁体及可移动治疗床，高场强磁共振设备是1.0T高场强水平开放式磁共振和1.5T高场强短轴宽口径磁共振。低场强磁共振推荐开放式C型磁体扫描仪，方便移动患者检查床进出5高斯（1T = 10 000高斯）磁场。

（1）介入用磁共振设备应符合WS/T 263—2006及YY/T 0482—2010的要求。

（2）介入用磁共振设备所在环境应符合GB 15982—2012的相关规定。

与传统诊断用MRI不同的是，磁共振介入系统还常具有室内操作控制台和磁兼容室内显示屏。室内操作控制台要求体积小巧、移动方便，可以在扫描室内进行各种扫描操作，便于手术医师与操作技师随时沟通。磁兼容室内显示屏能够让术者在室内清晰观察术中扫描图像，既方便手术操作，又能实时监控手术全过程。图1-2-16是常用的开放式C型磁共振磁体。

2.介入性射频线圈

射频线圈的性能直接关系到MRI的图像质量。而在介入治疗手术中，介入性治疗器械需要穿过射频线圈，再穿刺进入病灶区域。为了方便医师对病灶区域进行治疗手术，需要设计介入性磁共振系统专用的开放式射频线圈，该线圈通常需满足以下几点要求：①射频线圈须是开放式设计，从而为手术提供充足的操作空间，在收发脉冲信号的同时允许医务人员对病灶部位实时进行手术；②射频线圈可以固定病灶部位，防止由于患者的运动带来的手术误差；③射频线圈要具有高信噪比、信号分布均匀等成像优点，良好的图像质量是保证生成图像能准确反映手术器械与靶区病灶相对位置关系，以及准确控制治疗范围的基础。

以通过MRI介入治疗乳腺癌为例，为获得高质量乳腺扫描图像，且方便医师对乳腺病灶区域进行治疗手术，需要设计磁共振治疗专用的乳腺支架和线圈。图1-2-17所示是磁共振乳腺线圈，乳腺线圈集成在乳腺固定与定位装置内，有效提高了乳腺扫描图像的质量。并且在保证了牢靠固定乳腺的同时，乳腺固定装置大孔径的通孔为医师手术操作提供了足够的空间。

图1-2-18新型水平磁场正交膝线圈为上下开启式结构，用于人体膝关节组织扫描，图像清晰均匀，开放式的结构有利于进行膝部、颅脑磁共振介入治疗。此外，线圈市场中还有开放式头线圈、膝线圈（图1-2-18）和腹部脊柱介入线圈（图1-2-19）等。

三、磁共振金属伪影的产生和去除

介入手术主要包括活检、穿刺、消融等步骤。目前，临床中使用的大部分介入器械都带有金属材质。虽然利用一些特殊的材料如钛及其合金可以减小伪影程度，但无法达到完全消除。因此，本节将从金属伪影的产生原理出发，介绍目前主要的去除金属伪影的脉冲序列成像方法。

（一）金属伪影产生的物理原理

1.金属伪影的产生原理

在MRI中，外加静磁场B₀对人体组织进行磁化，即原子、电子的磁矩会沿着外加恒定的静磁场方向进行排列，产生宏观磁化矢量，用于后续的脉冲激发。由于原子、分子自身有一定的电子分布，当电子按照静磁场方向排列时，自身也会产生一定方向的感应磁场J，物质的感应磁场与外磁场的比值称为该物质的磁化率x。对于金属物质，由于其外围电子较为活跃，故金属一般都拥有很高的磁化率，即在外磁场的作用下会产生很大的局部磁场，破坏成像区域的静磁场均匀性，进而改变金属附近区域的拉莫尔共振频率，如图1-2-20所示。

金属产生的局部磁场改变了质子的拉莫尔共振频率后，首先会导致脉冲选层激发时产生误差，实际激发的区域距离理想区域有一定的间隔，该间隔与金属导致的频率偏差及要激发的目标层厚成正比，与激发脉冲的带宽成反比。

对于读出方向上的误差，则大致可以理解为：金属附近区域的共振频率偏差导致了一部分像素拥有了错误的频率。因此在频率编码时，这些像素可能没被编入原有的位置，导致该区域信号空洞，对应的也可能有多个像素被错误地编入进同一个位置，导致该区域信号堆积而高亮，如图1-2-21所示。

图1-2-21是金属感应磁场选层激发与读出编码时引起误差示意图。在图A选层时，黄色和绿色的自旋矢量的频率较低，导致绿色矢量未被选中激发，而在外层的黄色矢量则被错误地激发。在图B读出编码时，由于黄色的频率较低，因此在编码方向上又被错误地编进了其左边的位置，导致其信号叠加在左边的像素上，得到了图C最终出现信号损失与信号堆积的现象。

2.金属伪影在磁共振图像上的具体表现

金属伪影产生的最主要原因是金属物体表面附近的静磁场变得不均匀，从而改变了拉莫尔自旋频率，这在图像上的具体表现为：由于自旋散相引起的信号损失，在金属植入物中会形成一片低信号的黑色区域。除此之外，不同像素的信号由于编码错误而堆积在一起，产生高亮的区域，这主要出现在选层方向和信号读出方向上，且常伴随几何畸变。上述的信号损失与信号堆积，在图像上常表现为在黑色区域的边缘外会伴有一些亮度溢出的现象，如图1-2-22～图1-2-24所示。

使用SE序列对小腿中植入有多个不锈钢螺丝钉的人体扫描成像。图1-2-23可以较明显地看到，图中多个黑色区域外围的一圈亮信号伪影，同时在螺丝钉内部的信号由于自旋散相而在图像上显得很暗。

比较导引线在不同磁体中心距离层面下的金属伪影，其中亮圆表示金属导引线，旁边小黑色圆表示其伪影。图1-2-24左下角的数字分别表示导引线与起点的距离、成像层面与磁体中心的距离。随着导引线在仿体距离的改变，其引起的金属伪影位置及形状会发生改变。

（二）基于磁共振序列的金属伪影去除

目前在去除磁共振金属伪影方面已有很多的研究成果，包括使用特殊材料以减轻金属伪影、根据成像原理设计优化去除金属伪影序列（metal artifact reduction sequences，MARS）、利用深度学习等图像后处理方法对含有金属伪影的图像进行处理等，本小节主要从序列实现中用到的一些特殊技术展开介绍。

MARS指的是采用了一些改进技术、专门用于去除金属伪影的一大类序列，尽管金属在成像时引入的伪影有时很严重，但通过优化序列结构及参数或是引入新的成像步骤，往往能极大地改善图像质量，达到可以诊断的标准。MARS用到的技术大致可以分为：从序列参数出发的基本金属伪影去除方法、减少同一层面内部的伪影、减少不同层面之间的伪影三大类。

1.最基本的金属伪影去除方法

上文金属伪影产生原理中提到的选层方向上的层偏移误差与选择的层厚、激发脉冲的带宽等参数有对应的比例关系，所以很自然的一种想法就是通过优化序列参数和序列结构来减弱金属伪影。首先，对于因场强不均匀而自旋散相导致信号损失的金属伪影，可以通过引入180°翻转脉冲来补偿静磁场的不均匀性，从图1-2-24中可以看到SE序列相比于GRE序列在信号损失方面有较大的改善。同时还可以用到超短回波时间序列（UTE）的技术，将TE缩短在若干毫秒甚至微秒量级，通过减少自旋的散相时间来改善信号损失的情况。其次，对于几何畸变等伪影，则可以通过增大激发带宽以及采样带宽来改善图像。通过优化带宽，在一定条件下可以减少大约90%的金属伪影。

图1-2-25是对植入有不锈钢螺钉的37岁健康男性志愿者的成像图。图A使用了采样带宽为125kHz的SE序列，图B使用了采样带宽为32kHz的GRE序列。由实心箭头所指的地方可以看到，相比于GRE图像，SE图像较大程度地削弱了金属伪影造成的信号损失。

2.减弱层内畸变

从图1-2-25中可以看到，在读出编码时会因为频率误差导致信号损失或者堆积，而引起黑色区块或高亮信号的伪影误差，而一种视角倾斜技术（view-angle tilting，VAT）则能很好地解决这一图像畸变。该技术在1980年被首次提出，并主要用于解决由化学位移引起的图像伪影，并在后续发展中逐渐成为一种非常实用的技术，飞利浦的骨科金属伪影复位术（orthopedic metal artifact reduction，OMAR）以及西门子的WARP技术便是基于VAT的2D快速SE序列。

如图1-2-26所示，VAT技术是在SE序列中的频率编码过程以及信号读出过程中，在选层梯度方向上额外添加一个与激发时的选层梯度幅度一致的层面补偿梯度G_z，该补偿梯度的开启时间与持续时间要与读出梯度G_x一致，如此便能抵消频率偏差在信号采集期间带来的影响。带有VAT中所描述的补偿梯度G_z的读出编码，可以看成是将编码的层面旋转一个角度，从而得到图1-2-26所示的正确编码范围，在已知频率偏差量化表达式的情况下，在理论上能完全补偿层面内的畸变。由于补偿梯度具有一定的层面截断以及低通滤波的效果，VAT技术实际上会引起一定程度的图像模糊。这些模糊效应可以通过选用薄层、高分辨率、大带宽等序列参数来解决。

如图1-2-27所示，该序列是常规SE序列的变形，在箭头所指的两段虚线段处添加了额外的选层方向上的补偿梯度，该补偿梯度的幅度要与脉冲激发时的选层梯度G_z幅度一致，且要与读出梯度G_x同时施加。此时倾斜的视野角度即为 θ = tan G_z/G_x。

3.减弱层间畸变

层面之间由金属感应磁场导致的畸变比层面内部的畸变更难解决，因为激发脉冲的带宽上限受到电磁波发射能量以及人体的电磁波吸收比值（specific absorption rate，SAR）限制。目前主要有两种技术用于解决层面之间的畸变，分别是层面编码金属伪影校正（slice encoding for metal artifact correction，SEMAC）以及多采集与可变谐图像结合（multiple-acquisition with variable resonances image combination，MAVRIC）。

SEMAC在2009年由Lu等提出，主要基于视角倾斜技术-自旋回波（view-angle tilting-spin echo，VAT-SE）技术，继承了减少层面内伪影的特点，此外，在选层梯度上施加一个额外的相位编码，其施加时间与相位编码梯度相同，序列图如图1-2-28所示。

磁场不均匀性引起了选层偏离等问题，因此SEMAC通过施加额外的z轴相位编码梯度对激发的片层进行编码，可以有效提高金属磁敏感性对原始切片轮廓的影响。

SEMAC技术不需要额外的硬件支持，可以很容易部署到全身MRI中，在仿体和体内脊柱以及膝关节的研究中已经验证了其能在可接受的扫描时间内消除金属伪影。虽然SEMAC技术可以减少金属伪影，但会降低图像信噪比并且易引入波纹伪影。为了解决上述问题，在之后的研究中Lu等提出可以通过使用奇异值分解来提升去除伪影后的图像信噪比。目前国际上高场强磁共振均应用了基于SEMAC的金属伪影去除功能（图1-2-29）。

对小腿中植入有钢钉的志愿者进行成像，第1行和第2行分别是使用了SE、VAT-SE序列得到的图像，可见VAT技术不能很好地解决层间畸变伪影。而第3行使用了SEMAC技术的序列则能较明显地去除层间畸变的金属伪影。

MAVRIC技术则是基于多个三维快速自旋回波（3D-FSE）成像，它利用了RF发送和接收频率中的离散偏移来采集多个快速二维自旋回波图像，可以有效减弱层面间的图像畸变，同时减弱金属植入物周围在读出方向上的金属伪影。

MAVRIC技术通过使用窄带频率选择性激励和多光谱VAT技术，创建光谱样条，收集一组部分重叠的偏移频率的窄激励频谱数据，并以此计算平面内位移。另外MAVRIC还通过使用图像交织以增大TE和TR选择方面的自由度，并使用了自适应相位编码以减少相位编码步骤从而减少非共振激励的成像时间。目前，临床上比较成熟的有基于该技术的HiMAR。另外，由于MAVRIC技术没有使用选层梯度进行选层，仅依靠表面线圈来限制z轴方向的有效信号，这使得在一些位置如臀部和肩膀会出现明显的层面混叠伪影。通过使用多光谱激发以及在读出时使用的z梯度进行额外的相位编码，可以明显改善这一现象。

此外，基于改良的三点式DIXON水脂分离成像技术以及单点成像技术来也可矫正金属伪影。随着技术的进步，新的金属伪影矫正方法不断出现，这使得MRI对于金属植入物附近的组织成像能力增强。但是金属伪影并不能被完全消除，消除伪影的过程中图像信噪比的减弱也是一项亟待解决的问题。

（邱本胜　张　琛　智德波　李　懋　赵　磊）