磁敏感加權成像

磁敏感加權成像(susceptibility weighted imaging,SWI)是近年來新開發的磁共振對比增強成像技術，它最早由E. Mack Haacke等於1997年發明並於2002年申請專利，最初稱作“高分辨率血氧水平依賴靜脈成像” (high resolution blood oxygenation level dependent venographic imaging)。該技術早期主要應用於腦內小靜脈的顯示，近年來經過高場磁共振儀的應用及相關技術的不斷改進，其臨牀應用範圍得到了極大的擴展 ^[1]  。

SWI能夠比常規梯度回波序列更敏感地顯示出血，甚至是微小出血，在診斷腦外傷、腦腫瘤、腦血管畸形、腦血管病及某些神經變性病等方面具有較高的價值及應用前景 ^[1]  .

SWI根據不同組織間的磁敏感性差異提供圖像對比增強，它可以應用於所有對不同組織間或亞體素間磁化效應敏感的序列[3]，但是為了凸顯其在表現細小靜脈及小出血方面的能力， SWI以T2*加權梯度回波序列作為序列基礎[4-6]。與T2*加權梯度回波序列不同的是， SWI採用高分辨率、三維完全流動補償的梯度回波序列進行掃描，可同時獲得磁距圖像(magnitude image)和相位圖像(phase image)兩組原始圖像，二者成對出現，所對應的解剖位置完全一致 ^[1]  。

常規MRI僅利用了單一的磁距圖信息， SWI則利用了一直被忽略的相位信息，並經過一系列複雜的圖像後處理將相位圖與磁距圖融合，形成獨特的圖像對比 ^[1]  。

SWI主要利用組織間磁敏感差異形成圖像對比，磁敏感性反映了物質在外加磁場(H)作用下的磁化程度，可以用磁化率(χ)來度量 ^[1]  。

常見的磁敏感物質有順磁性物質、反磁性物質及鐵磁性物質。順磁性物質具有未成對的軌道電子，它們在外加磁場存在時自身產生的磁場(M)與外加磁場(H)方向相同，具有正的磁化率(χ>0)。而反磁性物質則沒有成對的軌道電子，自身產生磁場(M)與外加磁場(H)方向相反，具有負的磁化率(χ<0)。鐵磁性物質可被磁場明顯吸引，去除外磁場後仍可以被永久磁化，具有很大的磁化率。人體組織中絕大多數磁敏感改變與血液中鐵的不同形式或出血等相關。血紅蛋白的4個蛋白亞基(珠蛋白)分別包含一個由卟啉環包繞的鐵離子(Fe2+)，當血紅蛋白中的Fe2+與氧結合時，無不成對電子，形成的氧合血紅蛋白呈反磁性。當氧與鐵離子分離形成脱氧血紅蛋白時，血紅蛋白的構像改變阻礙周圍的水分子接近鐵離子，形成的脱氧血紅蛋白有4個不成對電子，呈順磁性[9]。當脱氧血紅蛋白中的Fe2+被進一步被氧化成Fe3+，形成高鐵血紅蛋白。正常情況下，在紅細胞內這一過程被還原型輔酶所抑制，當這種機制失效(如出血)時，脱氧血紅蛋白轉變為高鐵血紅蛋白。高鐵血紅蛋白僅有很弱的磁敏感效應，穩定性差，易於解體，最終被巨噬細胞吞噬引起組織內含鐵血黃素沉積，含鐵血黃素為高順磁性物質 ^[1]  。

組織內另一種磁敏感的源物質是非血紅素鐵，它常以鐵蛋白的形式存在，表現為反磁性。組織內的鈣化通常也呈反磁性，雖然磁敏感效應比鐵弱，但也能導致可測量到的敏感性的變化。無論是順磁性還是反磁性物質，均可使局部磁場發生改變而引起質子失相位，使質子自旋頻率產生差別，如果施加一個足夠長的TE，自旋頻率不同的質子間將形成明顯的相位差別。這樣，磁敏感度不同的組織在SWI相位圖上可以被區別出來 ^[1]  .

靜脈結構成像依賴於其內脱氧血紅蛋白引起磁場的不均勻性導致的T2*時間縮短和血管與周圍組織的相位差加大兩種效應 ^[1]  。

第一個效應是由於靜脈血內脱氧血紅蛋白的增加使其T2*時間縮短，從而使靜脈血信號強度降低。梯度回波序列中，組織的信號強度S(TE)公式為：S(TE)=S0·exp[－R2*(Y)·TE] (1)

式中R2*(Y)是橫向弛豫率，等於T2*的倒數。由公式得出，動靜脈血T2*的差異造成兩者信號強度的差異，若延長TE可獲得更強的信號對比，此時，脱氧血紅蛋白便成為一種內源性對比劑使靜脈顯影。第二種效應為靜脈內容積磁化率引起血管內質子的頻移，使靜脈血與周圍組織之間產生相位差，選擇適當的TE，可以使體素內靜脈與周圍組織相位差值正好為π，即完全失相，失相將進一步削弱靜脈的信號，增強圖像的對比，從而減少部分容積效應的影響，可以清晰顯示甚至小於一個體素的細小靜脈 ^[1]  。

Reichenbach等通過雙腔模型描述了信號抵消最大化原理。由容積磁化率效應引起靜脈血與周圍組織之間的相位差(φ)可以下式表示：φ=γ·ΔB·TE (2)

γ是指質子的旋磁比， ΔB指血液和周圍組織的磁場差異， TE指回波時間。同時，靜脈血與周圍組織的磁化率差異Δx可表示為：Δx=4πxdo·Hct·(1－Y) (3)

假設血管為一根無限長的圓柱形體， ΔB即可表示為：ΔB=Δx2·(cos2θ－1/3)·B0 (4)

通過換算得出φ=γ·TE·2π·xdo·B0(cos2θ－1/3)(1－Y)·Hct (5)

xdo代表去氧血紅蛋白和含氧血紅蛋白之間的磁化率差異， B0為外磁場強度， θ為血管與外磁場的夾角， Y為血氧飽和度分數， Hct是紅細胞比容，健康人一般為0.40～0.50 ^[1]  。

當式中B0=1.5T， Y=0.54， Hct=0.4， θ=0時，使用TE=56 ms，此時產生靜脈血的相位信號φ=π，與背景組織相反，於是就產生了最大的信號抵消效應。從而可以使比體素還小的血管影顯示出來 ^[1]  。

SWI掃描中使用對比劑不但可縮短靜脈的T1時間，而且在不影響圖像質量的前提下，對比劑的使用還可以顯著減少掃描時間。 Lin等證實了通過使用縮短T1時間的對比劑，在1.5T場強的磁共振環境下不但使SWI掃描序列總體時間縮短了26%，而且減少了偽影干擾。但當對比劑外滲或血腦屏障破壞將導致T1加權組織信號的增加，會使血管的判斷變得較為困難 ^[1]  。

另外， Sedlacik等證明咖啡因可作為一種特殊對比劑運用於 SWI中。因為咖啡因屬於甲基黃嘌呤類物質，具有收縮中樞血管、減少腦血流量的作用，低劑量的咖啡因可使去氧血紅蛋白的濃度得以提高，最終導致磁敏感性增加，信號降低，因此可以將其作為提高靜脈與周圍組織對比度的造影劑 ^[1]  。

除此之外， Rauscher[17]等還證明95%O2與5%CO2的混合氣體也可以作SWI對比劑。它可以使顱內血管舒張，腦血流量增加，靜脈血氧合水平升高，最終導致SWI 信號的改變 ^[1]  。

自SWI發明以來，它主要用於靜脈血管及其他磁敏感物質的顯示。 Deistung[18]等通過對SWI第二個回波進行三維完全流動補償動脈血管成像，發現施加一個傾斜20°的翻轉角可以達到顯示動脈的最佳效果，同時靜脈對比也仍存在。對比TOF-SWI序列及單回波TOF序列，發現兩者對於所有主要動脈顯示的圖像質量是一樣好的 ^[1]  。

為了去除背景磁場不均勻造成的低頻相位干擾，進一步增強組織間的磁敏感對比度並更加清晰地顯示解剖結構，需要對SWI的原始圖像進行一系列複雜的後處理。

具體過程是：首先對在原始相位圖像施加一個低通濾波器，然後在複數域中用原始圖像除以低通濾波後的k空間數據，去除由於背景磁場不均勻造成的低頻擾動，最終實際得到的將是高通濾過圖像，即校正後的相位圖。第二步需要將校正相位圖中不同組織的相位值進行標準化處理，建立相位蒙片，並將相位蒙片與幅度圖像多次相乘進行加權 ^[1]  。

通常按照下述公式將不同組織的相位值進行標準化處理，得到點x處標準化後的相位值： φmask(x)(6)

φ (x)代表相位圖像中點x處的相位值，從公式可以看出，相位值域屬於(0， π)的像素，其相位值被設定為標準值1，在相位蒙片中不起作用；相位值域在(－π， 0)的像素，其相位值被轉化到(0，1)，在相位蒙片中將起到抑制信號的作用；相位值為－π的像素其相位值為0，相應部位信號在蒙片後將完全被抑制。由於在相位圖像中，順磁物質如靜脈的相位信號表現為明顯的負值，而腦實質(如大部分腦實質及腦脊液等)相位值通常為正值或較小的負值，因此靜脈等順磁性物質在相位蒙片中的相位值被轉化至(0， 1)。如下式所示，將上述蒙片φmask(x)作n次冪後和幅值圖ρ(x)相乘得到SWI圖像， n決定了權重的大小，一般n取3～5可以得到信噪比較高的圖像 ^[1]  。

SWI(x)={φmask(x)}nρ(x) n ∈N (7)

經過相位蒙片與幅度圖加權，靜脈等順磁性物質的負性相位信號得以最大抑制，在磁敏感加權圖

像上呈明顯的低信號，所生成的圖像在失相位區域與正常組織間便具有很好的對比。最後，運用最小信號強度投影使分散在各個層面的靜脈信號連續化，顯示連續的靜脈血管結構。SWI獨特的數據採集和圖像處理過程提高了磁矩圖像的對比，對靜脈血、出血和鐵沉積高度敏感，甚至可以檢測到小於一個體素的血管。

與常規磁共振成像不同，相位圖反映了質子在弛豫過程中經過的角度(φ)，根據磁敏感性的差異反映圖像對比，可獲得大量反映組織內鐵及其他磁敏感性物質含量的數據信息。但是由於磁場不均勻性造成的背景磁場效應的干擾(例如空氣-組織界面相位偽影)，使我們無法有效觀察及利用感興趣區的相位信息。在SWI圖像後處理過程中對相位圖像應用高通濾波可以較好的去除由於組織間磁場不均勻造成的背景低頻相位擾動。但是高通濾波在去除背景磁場的低頻磁場效應的同時，也可以從大的解剖結構上將一些生理和病理相關的相位信息去除，為了儘可能減少不必要的背景信息去除， SWI圖像處理中很少使用超過64×64像素的中心濾波器 ^[1]  。

理論上，由於SWI相位圖可定量分析物質的磁敏感效應引起的相位位移改變，從而間接反映該物質的相對含量 ^[1]  。以組織內的鐵含量為例，其相位角φ反映相位位移， φ與鐵濃度C的關係如下：φ=γ·ΔB·TE (8)

ΔB=C·V·Δχc·B (9)

γ是磁旋比， ΔB代表兩種物質間磁場的差值，TE指回波時間， V代表體素大小，Δχc代表鐵存在時組織間亞體素磁化率的差異。由公式可見，鐵的相位位移φ與其在感興趣區內濃度C成正比，但是，相位位移與鐵含量之間的絕對關係尚未建立，測量組織的相位位移對於鐵含量的定量分析的這一設想仍需要動物實驗及後續的臨牀試驗進一步驗證 ^[1]  。

SWI利用不同組織間磁敏感的差異成像並將其放大，通過檢測病灶中的靜脈分佈、出血灶和礦物質沉積等，有效改善了相關疾病的診斷，目前主要應用於中樞神經系統 ^[1]  。

從對SWI原理的描述可以看到，理論上，只要組織間存在磁化率差異，就可以通過SWI顯示出組織對比。但由於磁敏感成像對於局部磁場不均勻性特別敏感，因此在某些磁化率差異特別大的區域，其成像受到一定的限制，如顱底的含氣鼻竇、脊柱等部位，由於組織間的的磁化率差異極大，因此造成局部特別強的相位偽影。完全去除相位偽影的磁化率圖(susceptibility maps)等技術的發展為SWI在脊柱的應用提供了可能。另外，軟骨、乳腺、動脈硬化斑塊中的鈣質沉積、肝血色沉着病等的磁敏感成像也在研究發展中 ^[1]  。

隨着3T、 4T乃至於7T高場強磁共振設備的引入，回波平面成像技術(echo planar imaging, EPI)及多回波SWI的應用，圖像處理軟件的進一步改進， SWI的圖像分辨率將進一步提高， SWI將成為MRI常規序列的重要補充，更好地應用於臨牀診斷、鑑別診斷及科學研究之中 ^[1]  。