SWI原理及临床应用 / 开普饭

磁敏感加权技术

SWI是一种较新的成像技术，自上世纪80年代问世以来，SWI在中枢神经系统疾病的诊断及鉴别诊断中得到了广泛的应用。SWI的主要研发者E. MackHaacke是美国韦恩州立大学教授, 于1997年由其团队共同开发，2002申请专利，最初称作高分辨率血氧水平依赖静脉成像。20多年的临床使用，磁共振相关软硬件的改进，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。

所以大家可以发现GPS三家各不相同，不是想标新立异，而是存在版权的原因。

PHILIPS 静脉血氧水平依赖成像( Venous BOLD， Philips)和磁敏度加权相位增强成像(SWlp， Philips)

SIEMENS 磁敏感加权成像( Susceptibility weighed imaging，SWI. Siemens)Dr. E Mark Haacke获得2002年专利

GE T2血管加权成像(T2 - star weighted angiography， SWAN)

SWI原理

磁敏感加权成像( SusceptibilityWeighted Imaging，SWI)利用不同组织间磁化率的差异及BOLD效应产生图像对比，这种对比不同于质子加权、T1、T2及T2＊对比，是一种新的MRI成像序列。SWI以T2* 加权梯度回波序列作为序列基础，与T2* 加权梯度回波序列不同的是，SWI采用高分辨率、3D梯度回波，三维完全流动补偿的序列进行扫描，经过一系列复杂的图像后处理将相位图与幅值图融合,可同时获得幅度图像(magnitude image)和相位图像(phase image)两组原始图像。

SWI 序列设计特点

采用3D梯度回波扫描, 采集模式为cartesian，三个方向流动补偿,高分辨率，包括幅度和相位信息。

为什么往往使用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。

另外一个三维流动补偿，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。

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。

磁化率

磁化率是组织的固有属性，是一种物质放入外磁场后的磁性物理特性，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，我们用这个公式表示:

磁化率公式X=J/Bo

(X代表磁化率 J代表物质被磁化后内部产生的磁场大小 Bo代表主磁场大小)因为磁化率是两个磁场大小的比值，所以磁化率是个无量纲的值。磁化率为负值则代表抗磁性，磁化率为正值则代表顺磁性。

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。

磁性物质具有未成对的轨道电子，自身磁场与外加磁场方向相同，具有正的磁化率

反磁性物质没有成对的轨道电子，自身磁场与外加磁场方向相反，具有负的磁化率

铁磁性物质可被磁场明显吸引，去除外感场后可以被永久磁化，具有很高的磁化率

氧合血红蛋白及脱氧血红蛋白

SWI图像包含M图和P图

SW-M图幅值图(传统磁共振序列)显示的是信号的大小，相位图则代表着由于局部磁化差异引起的信号方向的改变。可以将原始的SWI图像进行最小信号投影生成mIP图像,显示组织或脉管连续性可用单时间点法提高组织内脂肪、静脉血、铁的对比聚焦磁敏感作用，应用原始相位图自身或用其调节幅度图对比的方法，称磁敏感成像SWI(susceptibility weighted imaging)

SWI成像后处理

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。

图像后处理流程

原始图（1）去除背景磁场不均匀造成的低空间频率干扰，得到校正的相位图（2）将校正相位图中不同组织的相位值进行标准化（3），建立相位蒙片（4）将相位蒙片与幅度图相乘，得到经典的SWI图，由滤波后的相位图得到反映局部磁场的磁敏感图像计算得到磁敏感蒙片与幅度图像多次相乘进行加权，得到真实SWI图（5）通过计算得出定量（QSM）（6）图像

SWI相关参数设置

SWI主要是突出静脉和周围组织的对比。静脉本来在SWI上就是低信号，要想对比度更好还有一种办法是使静脉与周围组织相位差加大。需要综合考虑TR，TE，Flip angle以及分辨率等参数。

根据下式推荐SWI 数据采集的实验参数推荐：

Δφ=Δω*t=Δω*TE=ϒ*ΔB*TE=ϒ*g*Xm*B0*TE

SWI图像中常见的伪影

1.磁敏感伪影：产生的原因是由于颅底鼻窦、骨骼与脑组织的磁化率差异较大，磁场均匀性发生变形，在空间上形成MR信号与真实空间位置不匹配，出现的伪影。目前减轻磁敏感伪影的办法是通过缩小扫描的体素（达成小体素的方式：飞利浦设备可以直接设置体素，增大矩阵、缩小FOV、减小层厚）以及增大带宽来实现。

2. 相位卷褶伪影：由于局部的铁沉积导致射频激发后散相特别快，在TE时刻出现了相位卷褶，另外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。解决方法是适当缩短TE时间，代价是降低了图像的信噪比。

3.动脉流入增强效应：我们可以看到部分动脉还是高低混杂的信号，解决办法打开Flow compensation，以及适当调节TR，TE时间。

磁敏感加权图像的临床应用

SWI对钙化与出血、铁沉积的鉴别

为什么钙化和出血在相位图上信号是相反的?

先来说说什么是幅度图,什么是相位图?常规磁共振成像所使用的都是幅度图像，其描述弛豫过程中质子发出的信号强度。幅度图像中包含了绝大部分的组织对比信息。相位图像则描述质子在该过程中行径的角度,从磁敏感角度反映组织的对比,特别是磁化率差异较大的组织。

因为钙化是抗磁性,出血是顺磁性,一个与磁场方向相反,一个与磁场方向相同,所以在相位上信号是反着的。

注意有人会说相位图上出血是低信号,钙化是高信号.这样说是不对的,因为算法不同的原因，比如西门子机器采用左手坐标所以出血在相位图上是高信号，钙化是低信号。飞利浦和GE采用右手坐标，正好相反。

我们来看一下这篇文献：脑内钙化灶为球体或类球体时在SWI相位图上表现为中间层面中心为高信号，外周为低信号，两极层面为高信号.脑内顺磁性物质为球体或类球体时，在SWI相位图上表现为层面中心为低信号，外周为高信号，两极层面为低信号.逆磁性物质，不同的几何形状会产生不同的感应磁场变化，不同的磁场变化就会导致不同的相位变化，使得相位图上信号表现不均匀. 虽然不规则钙化灶相位变化不均匀，但通过主要信号变化仍可以推测此物质相对于周围组织是逆磁性还是顺磁性。大部分的不规则钙化是以高信号为主的。

Barbosa JHO, Santos AC, Salmon CEG. Susceptibility weighted imaging: differentiating between calcification and hemosiderin. Radiol Bras. 2015 Mar/ Abr;48(2):93–100.

基底节以外的不规则形钙化灶表现为黑白相间的混杂信号，这是因为即使是同为逆磁性物质，不同的几何形状会产生不同的感应磁场变化，不同的磁场变化就会导致不同的相位变化，使得相位图上信号表现不均匀。

脑内较大的血肿，其SWI相位图表现多环样黑白相间结构，这可能与不同时期的高铁血红蛋白形成有关，由于高铁血红蛋白较去氧血红蛋白的顺磁性更高，且是由血肿外周向中心推移，这种不同顺磁性物质的存在造成了相位图上黑白相间的改变。

基底节区钙化

基底节钙化灶则表现为高低混杂信号改变，这与基底节的铁沉积有关，由于铁这种顺磁性物质的存在，使得相位图上信号不均（脑内基底节生理性钙化多发生于老年人，而老年人基底节的铁沉积要高于年轻人）