磁敏感加權(quán)成像SWI（Susceptibility-Weighted Imaging）是一種不同于常規(guī)的T1W，T2W，PDW等成像，而是利用組織間固有的磁敏感差異來獲得圖像對比的成像方式。磁敏感加權(quán)成像利用磁共振相位圖像作為Mask來增強(qiáng)組織間對比，經(jīng)過20多年的臨床使用，發(fā)現(xiàn)磁敏感加權(quán)成像在發(fā)現(xiàn)顱腦靜脈畸形，腦微小出血，鈣化等都具有非常重要的應(yīng)用。那么磁敏感加權(quán)成像是如何從常規(guī)的GRE序列演變發(fā)展成為能夠識別組織間不同磁化率信息的SWI序列的呢？在進(jìn)行磁敏感序列參數(shù)設(shè)定時(shí)需要注意什么？如何在磁敏感加權(quán)成像中鑒別出血和鈣化？以及磁敏感加權(quán)成像圖像的偽影及處理方案有什么？本文將逐一進(jìn)行介紹。

一、磁敏感成像基本原理

     磁化率是組織的固有屬性，通常我們使用Xm進(jìn)行表示，不同組織與材料的磁化率差別非常大，為了描述方便，可以將組織或材料劃分為逆磁性、順磁性以及鐵磁性三種不同的類型，其中逆磁性的組織或材料的磁化率Xm<0，常見的有銅、銀、水以及304不銹鋼等等，而鐵、鈷、鎳等金屬則為鐵磁性材料，磁化率非常高。

     當(dāng)把具有一定磁化率的組織或材料放置于均勻的磁化環(huán)境中時(shí)，組織被均勻磁化形成磁偶極子，產(chǎn)生感應(yīng)磁場，這種感應(yīng)磁場不僅影響組織的內(nèi)部，同時(shí)也影響著組織周邊的外加磁化的均勻性。對外加磁場的擾動的程度取決于組織的磁化率，形狀和體積。

     就擾相GRE序列來說，假如認(rèn)定磁場均勻性以及梯度線性非常好時(shí)，使用一定的翻轉(zhuǎn)角在TE時(shí)刻采集獲得的信號為：

但是如果存在導(dǎo)致局部磁場不均勻的影響因素時(shí)，在TE時(shí)刻由于磁場不均勻?qū)е聶M向磁矩的相位并沒有聚相，而是存在一定的相位差，導(dǎo)致接收信號的降低。

這種信號的降低主要由兩個(gè)參數(shù)決定，ΔB為磁場不均勻的參數(shù)，TE則為回波時(shí)間，磁場不均勻越厲害，相位差越明顯，回波時(shí)間TE越長，相位差越明顯，導(dǎo)致的信號降低越明顯。這兩個(gè)參數(shù)都在磁敏感成像參數(shù)設(shè)定中有非常重要的意義。

       首先假定引起磁場不均勻的因素是由于具有一定磁化率的成像組織對外加磁場的擾動導(dǎo)致的。相位差則是進(jìn)動頻率在一定時(shí)間內(nèi)的累積，

Δφ=Δω*t=Δω*TE=?*ΔB*TE=g*Xm*B0*TE

其中g(shù)為幾何因子，與放置于外加磁場的幾何形狀和方位相關(guān)，Xm則是組織與周圍的組織的磁化率差異。根據(jù)上述可知，相位差的產(chǎn)生主要是與組織的磁化率以及回波時(shí)間相關(guān)。

      根據(jù)上面的推導(dǎo)可以獲知，當(dāng)存在引主磁場不均勻性的影響因素時(shí)，通過常規(guī)的擾相GRE序列采集獲得的信號不僅存在信號幅度的降低，也存在相位差別。利用這種差別就可以獲得不同的信號對比。例如局部出血時(shí)，鐵離子聚集使得Xm差異變大，相位差也變大，最后導(dǎo)致信號的衰減更為明顯。這也是GRE序列顯示出血比TSE敏感的原因。

      在早期的臨床應(yīng)用中，我們往往只使用接收信號的振幅部分進(jìn)行圖像重建獲得圖像對比，但是根據(jù)以上的描述可知，在存在干擾主磁場不均勻性的因素存在時(shí)，接收到的信號存在一定的相位差，是否可以利用這種相位信號進(jìn)行組織區(qū)分或病變顯示呢？實(shí)際上是比較難的，因?yàn)樵诓杉@得的相位圖像上同時(shí)包含了大量引起主磁場不均勻性的影響因素以及磁化率偽影，很難將組織磁化率差異導(dǎo)致的相位差加以區(qū)分。1997年，Haacke等人利用高通濾波的方式將大部分無用的相位信息過濾并盡可能保留由于組織磁化率差異導(dǎo)致的相位信息，利用這些信息就能夠獲得一種新的圖像類型，該圖像反應(yīng)了組織的磁化率信息，這也是磁敏感加權(quán)成像的前身。后續(xù)通過不斷的圖像重建算法的改進(jìn)，使用幅度圖與歸一化后的相位圖進(jìn)行相乘運(yùn)算，進(jìn)一步增加圖像的對比，最終獲得磁敏感加權(quán)成像。

      目前獲得磁敏感加權(quán)圖像的圖像重建流程是通過掃描T2*加權(quán)成像的擾相梯度回波序列同時(shí)獲得幅度圖和相位圖。幅度圖中包含了組織的質(zhì)子密度信息和T2*衰減的信息，在此圖像中質(zhì)子密度降低與T2*值減小的組織或體素將呈現(xiàn)為低信號，而原始的相位圖中由于包含了大量的引起場不均勻性或者化學(xué)位移等信息的干擾，原始相位圖的偽影非常嚴(yán)重，在該相位圖中包含了本身主磁場不均勻引起的相位信息，也包含了不同磁化率組織對局部以及全局的相位影響，同時(shí)不同物質(zhì)間的化學(xué)位移現(xiàn)象也對相位圖像有影響。理論發(fā)現(xiàn)，通過高通濾波的方式能夠消除大部分由于主磁場以及磁化率差異導(dǎo)致全局相位影響的低頻信息，最終通過歸一化處理，將順磁性物質(zhì)導(dǎo)致的相位信息進(jìn)行對比增強(qiáng)形成相位Mask，然后再與幅度圖像相乘，即可進(jìn)一步增強(qiáng)順磁性物質(zhì)在幅度圖中的圖像對比，最終利用薄層最小信號投影的形式進(jìn)行顯示。

二、圖像采集及參數(shù)設(shè)定

      磁敏感加權(quán)成像是利用擾相梯度回波序列進(jìn)行掃描成像的，在參數(shù)設(shè)置過程中需要綜合考慮圖像的對比與掃描時(shí)間才能最優(yōu)化地應(yīng)用于臨床。以目前使用最為廣泛的顱腦磁敏感加權(quán)成像來說，  為了最優(yōu)化顯示靜脈或出血等，需要綜合考慮TR，TE，F(xiàn)lip angle以及分辨率等參數(shù)。根據(jù)下式：   

Δφ=Δω*t=Δω*TE=?*ΔB*TE=?*g*Xm*B0*TE

為了獲得最佳的相位對比，在主磁場強(qiáng)度一定的情況下需要通過增加TE來實(shí)現(xiàn)，并且為了獲得良好的組織對比，往往TE選擇接近組織的T2*值，以3T為例，TE選擇30ms可以獲得最佳的T2*對比，但是考慮到TE越長，相位圖像出現(xiàn)相位卷褶的概率越大，所以綜合考慮圖像對比以及相位信息后適當(dāng)?shù)貙E設(shè)置為20ms左右，而1.5T則根據(jù)上式需要成倍增加TE至40ms左右。

       回波時(shí)間TE的選擇將影響后續(xù)TR以及Flip angle的設(shè)定，為了縮短掃描時(shí)間以及獲得良好的T2*對比，可以將TR設(shè)置為最小，并根據(jù)TR和組織T1值計(jì)算出恩斯特角，利用以上信息綜合圖像對比最優(yōu)化地選擇翻轉(zhuǎn)角。以3T為例，在TE設(shè)定為20ms時(shí)，可以將TR設(shè)置為30ms，以此計(jì)算并保證T2*對比，可以將翻轉(zhuǎn)角設(shè)置為12°左右。通過以上的描述可以知道，不同場強(qiáng)為了獲得相同的磁敏感對比，場強(qiáng)越高所需的TE越短，TR越短，掃描時(shí)間越短，所以利用這個(gè)特點(diǎn)，高場強(qiáng)設(shè)備可以在一樣的空間分辨率情況下使用更短的時(shí)間獲得更高信噪比的相同圖像對比的磁敏感圖像，或者在相同的掃描時(shí)間內(nèi)獲得更高空間分辨率的圖像，這也是高場強(qiáng)設(shè)備中磁敏感圖像更為優(yōu)異的原因之一。

       在進(jìn)行磁敏感加權(quán)成像中還有另外一個(gè)非常重要的參數(shù)就是流動補(bǔ)償，并且是在三個(gè)方向上施加流動補(bǔ)償梯度（讀出、相位以及層面方向），其目的是消除流動對成像過程中相位信息的影響，其次是消除由于流動導(dǎo)致的運(yùn)動偽影，這種運(yùn)動偽影將導(dǎo)致相位信息在空間的錯配?；谙辔恍畔⑻幚硐嚓P(guān)的要求，磁敏感加權(quán)成像往往使用軸位進(jìn)行掃描。

       空間分辨率對磁敏感加權(quán)成像圖像質(zhì)量也有著重要的影響，空間分辨率越低即成像的體素越大，雖然圖像的信噪比會增加，但是體素將受到容積效應(yīng)的影響不能準(zhǔn)確描述對應(yīng)解剖結(jié)構(gòu)的磁敏感信息，最終導(dǎo)致圖像對比的過度增加或降低。例如在靠近鼻竇的區(qū)域，由于容積效應(yīng)的存在導(dǎo)致顱底腦組織出現(xiàn)磁化率偽影；而在顱內(nèi)靜脈區(qū)域，由于容積效應(yīng)的存在，使得體素內(nèi)的相位變化較小，進(jìn)行歸一化生成Mask時(shí)對圖像信號對比放大的增益也變小，最終導(dǎo)致圖像對比降低。但是過高的空間分辨率也將導(dǎo)致圖像的信噪比降低，無論是原始的幅度圖還是相位圖，低信噪比的圖像也將導(dǎo)致后續(xù)生成磁敏感加權(quán)圖的不準(zhǔn)確。所以在掃描過程中需要均衡考慮掃描的時(shí)間以及空間分辨率。

       另外一點(diǎn)是進(jìn)行磁敏感加權(quán)成像時(shí)往往使用3D序列進(jìn)行掃描，其原因是3D掃描在相同的空間分辨率的情況下具有遠(yuǎn)遠(yuǎn)高于2D成像的圖像信噪比，所以在保證一定信噪比的前提下縮短掃描時(shí)間；同時(shí)3D成像能夠在容積內(nèi)施加流動補(bǔ)償以保證相位信息的準(zhǔn)確性以及流動偽影的消除。

三、后處理

     磁敏感加權(quán)成像的后處理實(shí)際上就是利用組織固有的磁化率信息對相位圖產(chǎn)生的變化進(jìn)行對比增強(qiáng)的過程。在此過程中，需要獲得能夠反映組織磁化率信息的相位圖，并對其進(jìn)行處理以用于后續(xù)的幅度增強(qiáng)，整個(gè)后處理主要包括以下三個(gè)步驟：

1、相位圖背景干擾的去除

      磁敏感加權(quán)成像對于順磁性物質(zhì)的顯示于常規(guī)GRE的T2*加權(quán)成像更為敏感的原因就是在圖像處理過程中使用了相位圖的信息對圖像對比進(jìn)行增強(qiáng)。在臨床應(yīng)用中，我們能夠很方便地獲得不同序列的相位圖像，但是為什么這些圖像很少應(yīng)用于臨床診斷呢？究其原因就是不同序列采集獲得的相位圖包含了由于主磁場不均勻引起的相位變化，也有由于不同磁化率組織在局部以及全局產(chǎn)生的相位變化，同時(shí)也存在著不同進(jìn)動頻率的組織化學(xué)位移導(dǎo)致的相位差別，這些不同原因?qū)е碌南辔徊顒e混合在一起，很難單獨(dú)顯示不同組織磁化率差異導(dǎo)致的相位差別。

       Haacke等人創(chuàng)新性地使用高通濾波的方式對相位圖像進(jìn)行處理，其方法就是利用相位原始圖處于一定矩陣寬度的低通濾波器，以實(shí)現(xiàn)高通濾波的目的。經(jīng)過高通濾波之后的相位圖有效地消除了由于B0場不均勻以及磁化率差異導(dǎo)致的全局性相位變化的信息。不同的濾波器寬度具有不同的濾波效果，寬度越大，高通濾波的效果越好，即背景干擾抑制的越徹底，不同磁化率組織交界面的過度越好，但是同時(shí)也損失了部分不同磁化率組織導(dǎo)致的相位信息。濾波器寬度越小，保留的磁化率信息越多，但是背景抑制的干擾存在的越多。目前臨床上一般使用64x64矩陣的低通濾波器與原始相位信息進(jìn)行相除以獲得高通濾波的效果。

2、相位圖歸一化處理生成相位Mask圖

       經(jīng)過高通濾波之后的相位圖有效地保留了由于組織間磁化率不一致導(dǎo)致的相位變化信息，但是該相位圖并不能直接對幅度圖的圖像對比進(jìn)行放大，這時(shí)就引入了歸一化相位Mask圖像。相位圖像中對于相位信息的表達(dá)在180°到-180°之間，其歸一化處理的方法如下：左手系統(tǒng)中順磁性物質(zhì)產(chǎn)生的相位變化為正值，即φ>0，在歸一化處理時(shí)只對這一部分的相位進(jìn)行處理，讓其像素點(diǎn)的值設(shè)置為0至1的范圍，其他的相位則只需將Mask設(shè)置為1即可。    

根據(jù)上述公式可知，當(dāng)相位值大于0時(shí)，最終在Mask圖像上的值在0和1之間，其他的情況下，Mask圖像像素點(diǎn)的值為1。

       經(jīng)過歸一化處理后相位Mask圖像的值都在0至1之間，為了對順磁性物質(zhì)的圖像信號對比進(jìn)行放大，需要對Mask圖像進(jìn)行再一次的處理，即利用多次相乘的方法增大對比。例如相位Mask圖像某像素點(diǎn)的值為1時(shí)，經(jīng)過4次相乘該處的值仍然為1，但是另一像素點(diǎn)的值為0.5時(shí)，經(jīng)過4次相乘后的值為0.0625，這樣經(jīng)過多次相乘讓相位Mask的信號對比進(jìn)一步增大。一般來說，相乘多少次也需要進(jìn)行均衡，相乘的次數(shù)太少了，Mask增強(qiáng)對比欠佳，相乘的次數(shù)太多了將導(dǎo)致順磁性物質(zhì)的圖像對比變差。目前臨床使用的SWI序列進(jìn)行相位Mask生成時(shí)，相乘的次數(shù)一般為4次。

3、幅度圖像與相位Mask圖像相乘獲得SWI圖像

      相位Mask圖生成后，與幅度圖像相乘即可獲得SWI圖像。對比原始幅度圖像，SWI圖像中順磁性組織含量較多的體素的信號值大大降低，圖像對比增強(qiáng)，例如靜脈、出血、鐵沉積等區(qū)域的信號都有很大程度的降低，圖像對比增大。

      為了更好地顯示出血還是靜脈，可以將原始的SWI圖像進(jìn)行最小信號投影生成mIP圖像，該圖像以較厚的層厚對低信號進(jìn)行投影，更好顯示孤立性低信號還是連續(xù)性低信號，用于區(qū)分出血以及走行連續(xù)的靜脈。

     掃描及重建完成后，SWI序列可以獲得四組圖像，分別為原始幅度圖，經(jīng)過高通濾波后的相位圖，SWI最小信號投影圖，SWI圖像。

四、SWI信號及偽影識別

      SWI圖像比常規(guī)的T2*序列可以更清晰顯示順磁性物質(zhì)，在下一章中我們將介紹SWI序列的臨床應(yīng)用。在此之前，我們需明確不同組織成分在SWI圖像及相位圖像中的信號表現(xiàn)，并明確其中的偽影才能進(jìn)行準(zhǔn)確的臨床診斷。

      以左手系統(tǒng)為例，幅度圖的信號主要有以下表現(xiàn)：動脈在近心端由于流入增強(qiáng)效應(yīng)的影響顯示為高信號，隨著層面的增加動脈信號逐漸降低，在SWI圖像上同樣具有類似表現(xiàn)；靜脈以及含鐵沉積在SWI圖像上表現(xiàn)為低信號，相位圖上顯示為高信號；鈣化在SWI以及幅度圖上同樣顯示為低信號，但是相位圖顯示為低信號。通過以上信號的變化可以區(qū)分鈣化及出血。

       在SWI成像中，最為常見的圖像偽影即為相位圖像上的相位卷褶，產(chǎn)生相位卷褶的原因是由于局部的鐵沉積非常厲害導(dǎo)致射頻激發(fā)后散相特別快，在TE時(shí)刻出現(xiàn)了相位卷褶，還有一個(gè)重要的原因是使用的回波時(shí)間TE過長，導(dǎo)致相位偏移的累積超過了180°而出現(xiàn)相位卷褶。其圖像表現(xiàn)為在相位圖像上高信號的區(qū)域出現(xiàn)點(diǎn)狀或者塊狀低信號。

     出現(xiàn)相位卷褶的原因要么是過度鐵沉積，要么是回波時(shí)間TE過長，在臨床應(yīng)用中需要綜合判斷產(chǎn)生相位卷褶的原因，如若是TE過長導(dǎo)致相位累積產(chǎn)生的相位卷褶偽影，則可以通過縮短TE來實(shí)現(xiàn)去卷褶，但是這種偽影處理方式有可能降低SWI的圖像對比。而過度鐵沉積導(dǎo)致的相位卷褶目前暫無有效偽影消除的辦法。從相位卷褶偽影的產(chǎn)生到解決辦法可知，利用幅度圖與相位Mask進(jìn)行相乘運(yùn)算能夠最有效地增大圖像的對比以及顯示順磁性以及短T2*組織。

      除了相位卷褶偽影外，SWI圖像中還存在另外一個(gè)偽影就是磁敏感偽影，其產(chǎn)生的原因是由于顱底鼻竇、骨骼與腦組織的磁化率差異巨大，導(dǎo)致局部場不均勻，加之序列掃描的體素?zé)o法足夠小，所以導(dǎo)致磁化率差異巨大的組織交界區(qū)出現(xiàn)磁化率偽影，該偽影表現(xiàn)為正常組織結(jié)構(gòu)無法清晰顯示，SWI圖像上表現(xiàn)為低信號，而相位圖像上表現(xiàn)為高低信號的畸變。目前減輕磁敏感偽影的辦法是通過提高圖像的分辨率，即縮小掃描的體素以及增大采樣帶寬來實(shí)現(xiàn)。

     除了以上兩種比較典型的偽影外，由于局部場不均勻?qū)е铝鲃友a(bǔ)償失敗以及長TE掃描，在SWI圖像上動脈的流入增強(qiáng)效應(yīng)顯示的高信號不均勻而出現(xiàn)高低混雜的動脈血管圖像，在科研應(yīng)用中可以通過多TE多TR的方式進(jìn)行校準(zhǔn)以顯示更均勻準(zhǔn)確的動脈圖像。

      此章重點(diǎn)介紹SWI圖像的原理、參數(shù)選擇、圖像重建以及信號和偽影識別，下一章將進(jìn)一步介紹SWI的臨床應(yīng)用。最后感謝北京友誼醫(yī)院徐輝博士提供的技術(shù)及病例支持。