磁敏感加权成像SWI序列原理及应用（一）
磁敏感加权成像SWI（Susceptibility-Weighted Imaging）是一种不同于常规的T1W，T2W，PDW等成像，而是利用组织间固有的磁敏感差异来获得图像对比的成像方式。磁敏感加权成像利用磁共振相位图像作为Mask来增强组织间对比，经过20多年的临床使用，发现磁敏感加权成像在发现颅脑静脉畸形，脑微小出血，钙化等都具有非常重要的应用。那么磁敏感加权成像是如何从常规的GRE序列演变发展成为能够识别组织间不同磁化率信息的SWI序列的呢？在进行磁敏感序列参数设定时需要注意什么？如何在磁敏感加权成像中鉴别出血和钙化？以及磁敏感加权成像图像的伪影及处理方案有什么？本文将逐一进行介绍。
一、磁敏感成像基本原理
磁化率是组织的固有属性，通常我们使用Xm进行表示，不同组织与材料的磁化率差别非常大，为了描述方便，可以将组织或材料划分为逆磁性、顺磁性以及铁磁性三种不同的类型，其中逆磁性的组织或材料的磁化率Xm<0，常见的有铜、银、水以及304不锈钢等等，而铁、钴、镍等金属则为铁磁性材料，磁化率非常高。
当把具有一定磁化率的组织或材料放置于均匀的磁化环境中时，组织被均匀磁化形成磁偶极子，产生感应磁场，这种感应磁场不仅影响组织的内部，同时也影响着组织周边的外加磁化的均匀性。对外加磁场的扰动的程度取决于组织的磁化率，形状和体积。
就扰相GRE序列来说，假如认定磁场均匀性以及梯度线性非常好时，使用一定的翻转角在TE时刻采集获得的信号为：
但是如果存在导致局部磁场不均匀的影响因素时，在TE时刻由于磁场不均匀导致横向磁矩的相位并没有聚相，而是存在一定的相位差，导致接收信号的降低。
这种信号的降低主要由两个参数决定，ΔB为磁场不均匀的参数，TE则为回波时间，磁场不均匀越厉害，相位差越明显，回波时间TE越长，相位差越明显，导致的信号降低越明显。这两个参数都在磁敏感成像参数设定中有非常重要的意义。
首先假定引起磁场不均匀的因素是由于具有一定磁化率的成像组织对外加磁场的扰动导致的。相位差则是进动频率在一定时间内的累积，
Δφ=Δω*t=Δω*TE=ϒ*ΔB*TE=g*Xm*B0*TE
其中g为几何因子，与放置于外加磁场的几何形状和方位相关，Xm则是组织与周围的组织的磁化率差异。根据上述可知，相位差的产生主要是与组织的磁化率以及回波时间相关。
根据上面的推导可以获知，当存在引主磁场不均匀性的影响因素时，通过常规的扰相GRE序列采集获得的信号不仅存在信号幅度的降低，也存在相位差别。利用这种差别就可以获得不同的信号对比。例如局部出血时，铁离子聚集使得Xm差异变大，相位差也变大，最后导致信号的衰减更为明显。这也是GRE序列显示出血比TSE敏感的原因。
在早期的临床应用中，我们往往只使用接收信号的振幅部分进行图像重建获得图像对比，但是根据以上的描述可知，在存在干扰主磁场不均匀性的因素存在时，接收到的信号存在一定的相位差，是否可以利用这种相位信号进行组织区分或病变显示呢？实际上是比较难的，因为在采集获得的相位图像上同时包含了大量引起主磁场不均匀性的影响因素以及磁化率伪影，很难将组织磁化率差异导致的相位差加以区分。1997年，Haacke等人利用高通滤波的方式将大部分无用的相位信息过滤并尽可能保留由于组织磁化率差异导致的相位信息，利用这些信息就能够获得一种新的图像类型，该图像反应了组织的磁化率信息，这也是磁敏感加权成像的前身。后续通过不断的图像重建算法的改进，使用幅度图与归一化后的相位图进行相乘运算，进一步增加图像的对比，最终获得磁敏感加权成像。
目前获得磁敏感加权图像的图像重建流程是通过扫描T2*加权成像的扰相梯度回波序列同时获得幅度图和相位图。幅度图中包含了组织的质子密度信息和T2*衰减的信息，在此图像中质子密度降低与T2*值减小的组织或体素将呈现为低信号，而原始的相位图中由于包含了大量的引起场不均匀性或者化学位移等信息的干扰，原始相位图的伪影非常严重，在该相位图中包含了本身主磁场不均匀引起的相位信息，也包含了不同磁化率组织对局部以及全局的相位影响，同时不同物质间的化学位移现象也对相位图像有影响。理论发现，通过高通滤波的方式能够消除大部分由于主磁场以及磁化率差异导致全局相位影响的低频信息，最终通过归一化处理，将顺磁性物质导致的相位信息进行对比增强形成相位Mask，然后再与幅度图像相乘，即可进一步增强顺磁性物质在幅度图中的图像对比，最终利用薄层最小信号投影的形式进行显示。
二、图像采集及参数设定
磁敏感加权成像是利用扰相梯度回波序列进行扫描成像的，在参数设置过程中需要综合考虑图像的对比与扫描时间才能最优化地应用于临床。以目前使用最为广泛的颅脑磁敏感加权成像来说， 为了最优化显示静脉或出血等，需要综合考虑TR，TE，Flip angle以及分辨率等参数。根据下式：
Δφ=Δω*t=Δω*TE=ϒ*ΔB*TE=ϒ*g*Xm*B0*TE
为了获得最佳的相位对比，在主磁场强度一定的情况下需要通过增加TE来实现，并且为了获得良好的组织对比，往往TE选择接近组织的T2*值，以3T为例，TE选择30ms可以获得最佳的T2*对比，但是考虑到TE越长，相位图像出现相位卷褶的概率越大，所以综合考虑图像对比以及相位信息后适当地将TE设置为20ms左右，而1.5T则根据上式需要成倍增加TE至40ms左右。
回波时间TE的选择将影响后续TR以及Flip angle的设定，为了缩短扫描时间以及获得良好的T2*对比，可以将TR设置为最小，并根据TR和组织T1值计算出恩斯特角，利用以上信息综合图像对比最优化地选择翻转角。以3T为例，在TE设定为20ms时，可以将TR设置为30ms，以此计算并保证T2*对比，可以将翻转角设置为12°左右。通过以上的描述可以知道，不同场强为了获得相同的磁敏感对比，场强越高所需的TE越短，TR越短，扫描时间越短，所以利用这个特点，高场强设备可以在一样的空间分辨率情况下使用更短的时间获得更高信噪比的相同图像对比的磁敏感图像，或者在相同的扫描时间内获得更高空间分辨率的图像，这也是高场强设备中磁敏感图像更为优异的原因之一。
在进行磁敏感加权成像中还有另外一个非常重要的参数就是流动补偿，并且是在三个方向上施加流动补偿梯度（读出、相位以及层面方向），其目的是消除流动对成像过程中相位信息的影响，其次是消除由于流动导致的运动伪影，这种运动伪影将导致相位信息在空间的错配。基于相位信息处理相关的要求，磁敏感加权成像往往使用轴位进行扫描。
空间分辨率对磁敏感加权成像图像质量也有着重要的影响，空间分辨率越低即成像的体素越大，虽然图像的信噪比会增加，但是体素将受到容积效应的影响不能准确描述对应解剖结构的磁敏感信息，最终导致图像对比的过度增加或降低。例如在靠近鼻窦的区域，由于容积效应的存在导致颅底脑组织出现磁化率伪影；而在颅内静脉区域，由于容积效应的存在，使得体素内的相位变化较小，进行归一化生成Mask时对图像信号对比放大的增益也变小，最终导致图像对比降低。但是过高的空间分辨率也将导致图像的信噪比降低，无论是原始的幅度图还是相位图，低信噪比的图像也将导致后续生成磁敏感加权图的不准确。所以在扫描过程中需要均衡考虑扫描的时间以及空间分辨率。
另外一点是进行磁敏感加权成像时往往使用3D序列进行扫描，其原因是3D扫描在相同的空间分辨率的情况下具有远远高于2D成像的图像信噪比，所以在保证一定信噪比的前提下缩短扫描时间；同时3D成像能够在容积内施加流动补偿以保证相位信息的准确性以及流动伪影的消除。
三、后处理
磁敏感加权成像的后处理实际上就是利用组织固有的磁化率信息对相位图产生的变化进行对比增强的过程。在此过程中，需要获得能够反映组织磁化率信息的相位图，并对其进行处理以用于后续的幅度增强，整个后处理主要包括以下三个步骤：
1、相位图背景干扰的去除
磁敏感加权成像对于顺磁性物质的显示于常规GRE的T2*加权成像更为敏感的原因就是在图像处理过程中使用了相位图的信息对图像对比进行增强。在临床应用中，我们能够很方便地获得不同序列的相位图像，但是为什么这些图像很少应用于临床诊断呢？究其原因就是不同序列采集获得的相位图包含了由于主磁场不均匀引起的相位变化，也有由于不同磁化率组织在局部以及全局产生的相位变化，同时也存在着不同进动频率的组织化学位移导致的相位差别，这些不同原因导致的相位差别混合在一起，很难单独显示不同组织磁化率差异导致的相位差别。
Haacke等人创新性地使用高通滤波的方式对相位图像进行处理，其方法就是利用相位原始图处于一定矩阵宽度的低通滤波器，以实现高通滤波的目的。经过高通滤波之后的相位图有效地消除了由于B0场不均匀以及磁化率差异导致的全局性相位变化的信息。不同的滤波器宽度具有不同的滤波效果，宽度越大，高通滤波的效果越好，即背景干扰抑制的越彻底，不同磁化率组织交界面的过度越好，但是同时也损失了部分不同磁化率组织导致的相位信息。滤波器宽度越小，保留的磁化率信息越多，但是背景抑制的干扰存在的越多。目前临床上一般使用64x64矩阵的低通滤波器与原始相位信息进行相除以获得高通滤波的效果。
2、相位图归一化处理生成相位Mask图
经过高通滤波之后的相位图有效地保留了由于组织间磁化率不一致导致的相位变化信息，但是该相位图并不能直接对幅度图的图像对比进行放大，这时就引入了归一化相位Mask图像。相位图像中对于相位信息的表达在180°到-180°之间，其归一化处理的方法如下：左手系统中顺磁性物质产生的相位变化为正值，即φ>0，在归一化处理时只对这一部分的相位进行处理，让其像素点的值设置为0至1的范围，其他的相位则只需将Mask设置为1即可。
根据上述公式可知，当相位值大于0时，最终在Mask图像上的值在0和1之间，其他的情况下，Mask图像像素点的值为1。
经过归一化处理后相位Mask图像的值都在0至1之间，为了对顺磁性物质的图像信号对比进行放大，需要对Mask图像进行再一次的处理，即利用多次相乘的方法增大对比。例如相位Mask图像某像素点的值为1时，经过4次相乘该处的值仍然为1，但是另一像素点的值为0.5时，经过4次相乘后的值为0.0625，这样经过多次相乘让相位Mask的信号对比进一步增大。一般来说，相乘多少次也需要进行均衡，相乘的次数太少了，Mask增强对比欠佳，相乘的次数太多了将导致顺磁性物质的图像对比变差。目前临床使用的SWI序列进行相位Mask生成时，相乘的次数一般为4次。
3、幅度图像与相位Mask图像相乘获得SWI图像
相位Mask图生成后，与幅度图像相乘即可获得SWI图像。对比原始幅度图像，SWI图像中顺磁性组织含量较多的体素的信号值大大降低，图像对比增强，例如静脉、出血、铁沉积等区域的信号都有很大程度的降低，图像对比增大。
为了更好地显示出血还是静脉，可以将原始的SWI图像进行最小信号投影生成mIP图像，该图像以较厚的层厚对低信号进行投影，更好显示孤立性低信号还是连续性低信号，用于区分出血以及走行连续的静脉。
扫描及重建完成后，SWI序列可以获得四组图像，分别为原始幅度图，经过高通滤波后的相位图，SWI最小信号投影图，SWI图像。
四、SWI信号及伪影识别
SWI图像比常规的T2*序列可以更清晰显示顺磁性物质，在下一章中我们将介绍SWI序列的临床应用。在此之前，我们需明确不同组织成分在SWI图像及相位图像中的信号表现，并明确其中的伪影才能进行准确的临床诊断。
以左手系统为例，幅度图的信号主要有以下表现：动脉在近心端由于流入增强效应的影响显示为高信号，随着层面的增加动脉信号逐渐降低，在SWI图像上同样具有类似表现；静脉以及含铁沉积在SWI图像上表现为低信号，相位图上显示为高信号；钙化在SWI以及幅度图上同样显示为低信号，但是相位图显示为低信号。通过以上信号的变化可以区分钙化及出血。
在SWI成像中，最为常见的图像伪影即为相位图像上的相位卷褶，产生相位卷褶的原因是由于局部的铁沉积非常厉害导致射频激发后散相特别快，在TE时刻出现了相位卷褶，还有一个重要的原因是使用的回波时间TE过长，导致相位偏移的累积超过了180°而出现相位卷褶。其图像表现为在相位图像上高信号的区域出现点状或者块状低信号。
出现相位卷褶的原因要么是过度铁沉积，要么是回波时间TE过长，在临床应用中需要综合判断产生相位卷褶的原因，如若是TE过长导致相位累积产生的相位卷褶伪影，则可以通过缩短TE来实现去卷褶，但是这种伪影处理方式有可能降低SWI的图像对比。而过度铁沉积导致的相位卷褶目前暂无有效伪影消除的办法。从相位卷褶伪影的产生到解决办法可知，利用幅度图与相位Mask进行相乘运算能够最有效地增大图像的对比以及显示顺磁性以及短T2*组织。
除了相位卷褶伪影外，SWI图像中还存在另外一个伪影就是磁敏感伪影，其产生的原因是由于颅底鼻窦、骨骼与脑组织的磁化率差异巨大，导致局部场不均匀，加之序列扫描的体素无法足够小，所以导致磁化率差异巨大的组织交界区出现磁化率伪影，该伪影表现为正常组织结构无法清晰显示，SWI图像上表现为低信号，而相位图像上表现为高低信号的畸变。目前减轻磁敏感伪影的办法是通过提高图像的分辨率，即缩小扫描的体素以及增大采样带宽来实现。
除了以上两种比较典型的伪影外，由于局部场不均匀导致流动补偿失败以及长TE扫描，在SWI图像上动脉的流入增强效应显示的高信号不均匀而出现高低混杂的动脉血管图像，在科研应用中可以通过多TE多TR的方式进行校准以显示更均匀准确的动脉图像。
此章重点介绍SWI图像的原理、参数选择、图像重建以及信号和伪影识别，下一章将进一步介绍SWI的临床应用。最后感谢北京友谊医院徐辉博士提供的技术及病例支持。