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1、QSMESWAN基本概念 SWI根据不同组织间的磁敏感性差异提供图像对比增强，它可以应用于所有对不同组织间或亚体素间磁化效应敏感的序列但是为了凸显其在表现细小静脉及小出血方面的能力，SWI以T2*加权梯度回波序列作为序列基础54，。与T2*加权梯度回波序列不同的是，SWI采用高分辨率、三维完全流动补偿的梯度回波序列进行扫描，可同时获得磁距图像(magnitude image)和相位图像(phase image)两组原始图像，二者成对出现，所对应的解剖位置完全一致6。常规MRI仅利用了单一的磁距图信息，SWI则利用了一直被忽略的相位信息，并经过一系列复杂的图像后处理将相位图与磁距图融合，形成独特
2、的图像对比。 磁敏感性及常见的磁敏感物质 SWI主要利用组织间磁敏感差异形成图像对比，磁敏感性反映了物质在外加磁场(H)作用下的磁化程度，可以用磁化率()来度量。常见的磁敏感物质有顺磁性物质、反磁性物质及铁磁性物质。顺磁性物质具有未成对的轨道电子，它们在外加磁场存在时自身产生的磁场(M)与外加磁场(H)方向相同，具有正的磁化率(0)。而反磁性物质则没有成对的轨道电子，自身产生磁场(M)与外加磁场(H)方向相反，具有负的磁化率(0)。铁磁性物质可被磁场明显吸引，去除外磁场后仍可以被永久磁化，具有很大的磁化率7。人体组织中绝大多数磁敏感改变与血液中铁的不同形式或出血等相关。血红蛋白的4个蛋白亚基(
3、珠蛋白)分别包含一个由卟啉环包绕的铁离子(Fe2+)，当血红蛋白中的Fe2+与氧结合时，无不成对电子，形成的氧合血红蛋白呈反磁性。当氧与铁离子分离形成脱氧血红蛋白时，血红蛋白的构像改变阻碍周围的水分子接近铁离子，形成的脱氧血红蛋白有4个不成对电子，呈顺磁性8。当脱氧血红蛋白中的Fe2+被进一步被氧化成Fe3+，形成高铁血红蛋白。正常情况下，在红细胞内这一过程被还原型辅酶所抑制，当这种机制失效(如出血)时，脱氧血红蛋白转变为高铁血红蛋白。高铁血红蛋白仅有很弱的磁敏感效应，稳定性差，易于解体，最终被巨噬细胞吞噬引起组织内含铁血黄素沉积，含铁血黄素为高顺磁性物质。组织内另一种磁敏感的源物质是非血红素
4、铁，它常以铁蛋白的形式存在，表现为反磁性3。组织内的钙化通常也呈反磁性，虽然磁敏感效应比铁弱，但也能导致可测量到的敏感性的变化9。无论是顺磁性还是反磁性物质，均可使局部磁场发生改变而引起质子失相位，使质子自旋频率产生差别，如果施加一个足够长的TE，自旋频率不同的质子间将形成明显的相位差别。这样，磁敏感度不同的组织在SWI相位图上可以被区别出来10。 SWI的后处理编辑 为了去除背景磁场不均匀造成的低频相位干扰，进一步增强组织间的磁敏感对比度并更加清晰地显示解剖结构，需要对SWI的原始图像进行一系列复杂的后处理12。具体过程是：首先对在原始相位图像施加一个低通滤波器，然后在复数域中用原始图像除以
5、低通滤波后的k空间数据，去除由于背景磁场不均匀造成的低频扰动，最终实际得到的将是高通滤过图像，即校正后的相位图。第二步需要将校正相位图中不同组织的相位值进行标准化处理，建立相位蒙片，并将相位蒙片与幅度图像多次相乘进行加权。 由于在相位图像中，顺磁物质如静脉的相位信号表现为明显的负值，而脑实质(如大部分脑实质及脑脊液等)相位值通常为正值或较小的负值，因此静脉等顺磁性物质在相位蒙片中的相位值被转化至(0，1)。 经过相位蒙片与幅度图加权，静脉等顺磁性物质的负性相位信号得以最大抑制，在磁敏感加权图像上呈明显的低信号，所生成的图像在失相位区域与正常组织间便具有很好的对比。最后，运用最小信号强度投影使分
6、散在各个层面的静脉信号连续化，显示连续的静脉血管结构。SWI独特的数据采集和图像处理过程提高了磁矩图像的对比，对静脉血、出血和铁沉积高度敏感，甚至可以检测到小于一个体素的血管13。 相位图(phase image)编辑 与常规磁共振成像不同，相位图反映了质子在弛豫过程中经过的角度()，根据磁敏感性的差异反映图像对比，可获得大量反映组织内铁及其他磁敏感性物质含量的数据信息6。但是由于磁场不均匀性造成的背景磁场效应的干扰(例如空气-组织界面相位伪影)，使我们无法有效观察及利用感兴趣区的相位信息。在SWI图像后处理过程中对相位图像应用高通滤波可以较好的去除由于组织间磁场不均匀造成的背景低频相位扰动。
7、但是高通滤波在去除背景磁场的低频磁场效应的同时，也可以从大的解剖结构上将一些生理和病理相关的相位信息去除，为了尽可能减少不必要的背景信息去除，SWI图像处理中很少使用超过6464像素的中心滤波器12。 从对SWI原理的描述可以看到，理论上，只要组织间存在磁化率差异，就可以通过SWI显示出组织对比。 磁化率 磁敏感性反映了物质在外加磁场作用下的磁化程度，通常用磁化率 (X)来度量。根据每种物质在磁场内的表现，可将其分为顺磁性和反磁性物质及铁磁性物质 。顺磁性物质具有未配对的轨道电子，故在外加磁场下，其自身产生的磁场和外加磁场方向相同，即0。反磁性物质具有配对的轨道电子，自身产生的磁场与外加磁场方
8、向相反，其磁化率为负值，即0。人体中绝大多数组织的磁敏感值改变与血液中的铁元素相关氧合血红蛋白没有多余的未成对电子，是反磁性物质；去氧血红蛋白含有四个未成对电子，是顺磁性物质磁化率差异是成像的基础。 回波时间与磁场相位成像是一种回波时间较长的梯度回波序列。反磁性物质或顺磁性物质会使局部磁场发生改变，导致不同位置的质子自旋频率不一致，加上合适的回波时间后，自旋频率不同的质子间将形成相位差。这时，不同磁敏感度的组织在SWI相位图上可以被区别出来。质子自旋的相位值可以表示为：Q=BTE 该值反映了质子在弛豫过程中经过的角度。其中，为磁旋比，TE为回波时间，B为主磁场的大小10另外，磁场效应不仅受组织
9、的磁化率影响，而且受制于物体的几何形态本质上，相位与磁化率间是一种间接的、错综复杂的关系，最近的研究11表明这种关系取决于纤维走向。磁共振频率与微组织相对于主磁场的方向有关，在高分辨率相图像中，由于不同组织的方向性和几何形态的原因，大脑灰质和白质之间的对比度是相当易变的。 磁共振加权图像 磁敏感加权成像序列成像过程中会产生相位图、幅值图和相位掩模图。相位图像包含背景磁场和组织化学位移的直接信息，使用相位图像时，得去除背景噪声及由于部分容积效应产生的不同的化学位移。SWI图的后期处理一般分为4个步骤(如图1所示)15：1)使用高通滤波器去除背景磁场中低空间频率干扰部分，校正图像；2)消除相位图中
10、由磁场不均匀产生的伪影，创建相位掩模；3)相位掩模与原始幅值图多次相乘，产生新的幅值图对比，其中所乘数字应尽量小并得到合适的CNR；4)通过最小密度投影，使各个层面的静脉连续化，得到最终的磁敏感加权图16。 定量磁敏感成像 磁化率是反映组织内部特征的值，磁化率分布图比相位图更能提升对敏感源对比的理解 19。利用傅立叶反变换法，可从高分辨率的相位图中得到磁敏感分布图。定量磁敏感成像采用的是一种与传统磁敏感加权成像不同的对比机制，可以很好地去除梯度回波序列中大量的伪影，并量化信息源。随着计算机性能的提升和新算法的提出，单次扫描数据便可以重建伪影较少的图像20。在核磁共振成像中，某点磁场B的值为组织
11、的磁化率与偶极内核的卷积。即：B=d茚(3)经过傅立叶反变换可求得磁化率，该方程即为成像的基础。 与SWI类似，QSM图像形成的基本过程为：1)组合线圈获取信号，进行相位解缠；2) 消除背景噪声；3)QSM图的重建。定量磁敏感成像中，只有局域的磁敏感源属于感兴趣区。 但是，不可避免地会受到空气组织面的污染。因此，必须去除背景磁场以得到精确的图像。 与SWI高通滤波器去除背景噪声不同的是，QSM的做法是得到背景磁场图，再用初始图减去背景磁场图得到组织的图像。偶极场投影法(projectionontodipolefields，PDF)和相位数据的谐波伪影减少法(sophisticatedharmo
12、nicartifactreductiononphasedata，SHARP)这两种基于物理原则的方法21，可以提高图像对比度并精确地估计局域场，都可以根据磁场产生的未知磁敏感性分布建立背景场的模型，通过正交相似性和谐波特性区分局域场。 QSM作为一种新的研究生物组织特性的表现方法，主要用于增强组织间的对比度及进行组织铁含量的定量分析。QSM在定量计算方面具有多种优势：1)对比度由组织磁化率决定，与回波时间无关；2)可精确地阐释组织磁化率分布，评估磁化率主要来源的值；3)独立于组织方向性及周围组织特性。QSM作为一种解决混杂低信号的T2*加权图像结果的诊断工具28 ，可根据磁化率与线性造影剂浓度
13、的比例关系，测量外部的磁敏感源，为体内钆和超顺磁氧化铁的测量提供了新的途径。临床上，在静脉脱氧血红蛋白、脑微出血、神经退行性疾病和钙化疾病的诊断中可靠性高，效果明显29。 总结 SWI最大的受限因素即背景噪声，背景噪声不仅混杂了被测量组织的对比度，而且会恶化相位展开。为了去除背景噪声，有人采用了高通滤波器，但此方法不仅消除了噪声，也将一些有用的疾病信息过滤了。随着高场磁共振设备的引入、平面回波技术的改进和图像处理软件的提升，SWI会越来越体现它的价值。QSM根据傅立叶反变换得出，相比SWI空间分辨率较高。QSM可以克服方向和相位图中的非局域问题，并能反映底层组织形成。 此外，QSM能更紧密地表
14、示组织间的相关性、估计大脑深处的铁含量并提高白质成像的精度。 ESWAN(Enhanced gradient echo T2 star weighted angiography,ESWAN)增强梯度回波T2*加权血管成像序列 QSM(Quantitative susceptibility Mapping)定量磁敏感图 ESWAN(enhanced gradient echo T2 star weighted angiography)是一种新的磁敏感加权成像序列。它是一个多回波采集的重度T2*加权的三维梯度回波序列。ESWAN一次扫描可获得多个回波的幅度图及相位图，不同回波的图像之间可以自由组合
15、从而得到不同T2*权重的加权像。 ESWAN图像后处理。扫描的每一层均得到分别对应11个回波的幅度图和相位图，所有图像传输至ADW4.2工作站经Functool-ESWAN软件处理，选取阈值相位图的低通滤波过滤选择去掉的回波序数将保留下来的回波的相位及幅度图行相位掩模、多回波幅度平均等后处理获得与扫描层面相对应的幅度图及相位图。 大部分的血液产物如脱氧血红蛋白、细胞内高铁血红蛋白及含铁血黄素均是顺磁性，因此利用磁敏感效应可以使出血灶显影。在急性和亚急性早期，顺磁性来源于脱氧血红蛋白和细胞内高铁血红蛋白，在晚期则来源于含铁血黄素。GRET2*WI序列的原理就在于利用顺磁性的血液代谢产物有缩短T2
16、*的效应而产生与周围组织的信号差别而显影，该序列对出血灶的显示较常规MRI序列好，对于CT更有无可比拟的优势。有几位学者用GRET2*WI序列对DAI进行研究分析，结果均表明GRET2*WI检出的病灶数目显著多于常规的T1及T2序列。磁敏感加权成像(susceptibility-weighted imaging,SWI )是利用不同组织间磁敏感性差异而产生对比增强机制的新成像技术，它采用完全流动补偿的3D梯度回波序列，获得相位图像和幅度图像，与传统T2*加权序列比较,具有三维、高分辨力、高信噪比 (signal noise ratio, SNR)的特点。SWI图像的后处理过程中，顺磁性血液代谢
17、产物在幅度图上的信号衰减再进一步被滤过相位图的相位蒙片加权，因此SWI图像对顺磁性代谢产物的敏感度及对比度更高，再加上它的3D薄层高分辨率采集方式，一方面减小了由于背景的场均匀性造成的不必要的T2*衰减；另一方面也避免了病灶的遗漏。研究结果表明SWI序列对 DAI出血灶的大小、数目、总的容积及分布均较GRET2*WI序列敏感得多。SWI序列检出的出血灶的数目是GRET2*WI序列的6倍，而出血总容积是GRET2*WI序列的2倍。大的出血灶在CT及常规MRI序列上均可以检出，而有无数的小的撕裂出血灶仅仅在 SWI图像上可以见到。一系列的SWI检出的出血灶数目和容积与脑外伤患者神经精神后遗症、神经
18、功能预后及外伤后意识障碍程度的相关性研究的结论均说明SWI序列的检出结果对于评估受伤的严重程度及神经功能的预后有价值。SWI的研究结果还发现DAI损伤在不同区域的分布有明显的差异。90%的患者在颞顶枕叶的灰质、白质及额叶白质均可发现病灶。四个区域包括丘脑、脑干、小脑和基底节较少受累。预后较差的患者受累的区域明显多于预后好的患者。SWI序列对脑干病灶的显示尤其有帮助，而脑干的受累对于长期预后的评估至关重要。 ESWAN序列与SWI序列在后处理技术上有所不同，SWI采用相位蒙片加权的方式增加顺磁性物质的对比度而ESWAN采用的是多回波幅度平均。多回波幅度平均不仅提高了图像的信噪比也使得磁敏感效应有
19、差别的产物得以在同次扫描显影。 ESWAN序列，为多回波采集的3DGRE序列，回波数为11，首个回波时间TE=48ms，回波间隔约5.1-5.2ms(固定参数),TR=104ms,翻转角30,带宽62.5Hz,NEX=0.69, 完全流动补偿，矩阵416356，FOV= 240 mm x 192mm,层厚2mm, 层数64, 厚度达128mm的矩形块采集,包括了大脑半球及后颅窝的大部分区域，所需扫描时间9min15s。将扫描得到的ESWAN原始图像传输至ADW4.2工作站行后处理。ESWAN 图像后处理：扫描的每一层均得到分别对应11个回波的幅度图和相位图，所有图像传输至 ADW4.2工作站经
20、Functool软件处理，选取阈值相位图的低通滤波过滤选择去掉的回波序数1、2、3将保留下来的后八个回波的相位及幅度图行相位掩模、多回波幅度平均等后处理获得与扫描层面相对应的8个回波叠加后的幅度图及相位图。后处理后的幅度图行最小强度投影 (minium intensity projection,mIP)，层厚重建为 4mm，层数32层。 ESWAN序列设计的初衷是高分辨率的血氧水平依赖的静脉血管成像，静脉对比产生的机制主要是静脉内含有的脱氧血红蛋白具有顺磁效应，导致了局部磁场的不均匀，一方面增加了横向弛豫率,使静脉血的T2*时间缩短6，静脉的信号明显低于动脉及周围脑组织；另一方面静脉内容积磁化
21、率将会引起血管内质子的频移7，使静脉血与周围组织之间产生相位差导致静脉信号衰减。 影响小出血灶显示的MRI参数包括：脉冲序列，序列参数，空间分辨率，磁场强度和后处理技术。在常用的序列中，T2*加权的梯度回波序列采用的是读出梯度场切换产生回波，与自旋回波序列和快速自旋回波序列9采用的180聚焦脉冲产生回波不同，因而不能剔除主磁场不均匀造成的质子失相位，对磁场的不均匀性比较敏感，容易检出造成局部磁场不均匀的病变。因此GRET2*WI序列对出血灶的敏感度较FSET2WI和SET2WI序列高得多。 平面回波成像与GRE序列的一次射频脉冲激发后利用读出梯度场正反切换产生一个梯度回波的成像方式不同，它是在
22、一次射频脉冲激发后利用读出梯度场连续正反切换产生多个梯度回波填充K空间而完成图像的采集，因此EPI的成像速度相当快，对出血灶的显示能力与GRET2*WI具有可比性12，但同时颅底的空气和骨骼也会产生严重伪影，另外图像变形很严重，脂肪信号也抑制不掉13，这些都不利于颅内病变的观察。 回波时间是对GRET2*WI序列的磁敏感效应影响最大的一个参数，回波时间越长去相位程度越高，磁敏感效应被放大的程度就越大14。但随着回波时间的延长横向弛豫衰减越重，图像的信噪比就越低15。三维扰相GRET2*WI序列是SWI(susceptibility-weighted imaging,SWI)和ESWAN采用的序
23、列，该序列的优势在于允许高分辨率的薄层扫描，而且它所具有的三维傅立叶变化技术可以获得各向同性空间分辨率的的图像，只需要进行一个方位扫描，其他方位的图像可以通过多平面重建的方式获得。 薄层扫描可以明显减少部分容积效应的影响从而提高病灶的检出率，此外分辨率越高能显影的最小出血灶越小，这一点也解释了为何SWI及ESWAN可以检出相当数量的常规GRE T2*WI无法显示的微出血灶。 最后，图像后处理技术能进一步增加脑组织与出血灶的对比度，如SWI序列用校正相位图作为加权因子，亦称为相位蒙片叠加在强度图上，形成最终的SWI图像，而我们用到的ESWAN序列则是采用多回波幅度平均的后处理技术，在提高图像信噪比的同时增加出血灶的对比度。 ESWAN：FOV22，Slice Thickness：2.0mm，层数：60，TR：33.9mms，回波=8，Flip Angle=20，F*P=416*320,Bandwithth:62.5, QSM:FOV25.6,Slice Thickness：1.0mm，层数128，回波=16，Flip Angle=12，F*P=256*256,Bandwithth:62.5,
