SWI是新近引入的一种MRI对比度，直至最近，相位图除了用于大血管的血流定量或翻转恢复之外，大多数的MRI都是依赖幅度值成像的。相位信息通常被舍弃，然而相位图包含了大量有关局部不同组织的磁敏感信息，通常能够用来对含铁或其它物质能够造成局部磁场改变的物质的含量进行研究。其它背景磁场是影响应用相位信息的主要障碍，所以，在流动补偿序列中的相位信息并没被用来测量MRI中的磁敏感性。直到1997年，大多数无关的相位伪影被成功去除而只保留局部感兴趣的相位，使得磁敏感成像成为现实。
本章将从SWI中不同类型的对比度在不同疾病中的表现讲起，虽然幅度图和相位图都能够提供重要信息，本部分将侧重于相位图。相位图和幅度图结合在一起将获得新的SWI图像，并成为标准的临床应用技术之一。MRI能够通过不同的方法来研究解剖，功能及代谢图像。每种方法都针对新问题，如利用灌注加权成像（PWI）研究组织供血，或是利用弥散张量成像（DTI）研究分子沿着神经纤维束的运动情况。 磁敏感信息是对传统自旋密度成像（T1，T2，PD加权像）方法的补充。SWI提供不同组织之间存在磁敏感差异信息，如脱氧血红蛋白的血液，血红蛋白，铁蛋白和钙与周围组织之间的差异。很多疾病通过监测脑内铁的含量来为许多神经疾病诊断提供相关信息，并且对脱氧血红蛋白，血红蛋白和铁蛋白的判断均有重要意义。这些疾病主要包括：衰老，MS（多发硬化），中风，创伤，血管畸形和肿瘤。毫无疑问的是随着SWI被广泛接受，许多的疾病的诊治都会受益。
梯度回波成像
回顾磁共振成像的历史，MR数据最先是采集于自由感应衰减信号，自旋回波的概念是为了解决由于局部磁场不均匀导致自由感应信号快速衰减才发明出来的。在超导磁体出现之后不久，梯度回波技术又重新登上舞台，因为这类系统磁场均匀性非常好。随后，人们很快意识到很多幅度图中的伪影都是能够去除的，如通过使用较短的回波时间TE，采用快速采集磁化准备梯度回波技术。这些高带宽序列几乎没有畸变，并且提供了良好的T1对比，较长一些的TE应用于2D梯度回波，但是层厚稍微增加，通常是3 ~ 4 mm。TE 值通常在15 ~ 20 ms或是更长一点，但是很少大于25 ms，因为快速相位转换导致信号强度损失。如果想利用更长的TE成像，而且保证图像质量，只能是利用3D GRE。当认识到上述情况时，体素为1mm3时，能够保证有足够的信噪比，并且可能观察到隐藏的相位信息。因此，有关磁敏感效应的研究出现在90年代中期，而1997年第一篇关于SWI的研究论文发表。在MRI中，必须先获得横向磁化矢量，这可以通过发射线圈产生射频脉冲来将纵向磁化矢量全部或部分地打击到横向，RF（射频脉冲）的频率为Larmor频率，ω=γB0。如果M0（纵向磁化矢量）以角θ围绕z轴（主磁场B0与z轴平行）旋转，那么将产生沿着y轴的分量，并且能够被接收线圈采集到信号。信号在相位方向和片层方向进行相位编码（对于横轴面成像分别为y和z），而在读出方向施加一个散相梯度。然后施加读出梯度并开始采集数据，在此之后应用RF破坏梯度使得残余信号进一步散相。从而在下一次RF脉冲的到来时横向磁化矢量残余完全被消除。如图1所示。
图1 GRE序列图Ts指采样的时间间隔；该序列中给出了一阶流动补偿，SS 选层梯度；PE 相位编码梯度；ADC 模数转换
对于有RF破坏的短TR梯度回波序列梯度回波的磁化信号强度为：
ρ0是指组织的自旋密度，TR回波时间，T1组织的纵向弛豫时间，θ翻转角。
全部的信号强度响应为：（右手系统）
ΔB代表铁产生的局部场分量，如，γ=2π·42.58MHz/T(质子)
g 几何因子，Δχ局部不同组织之间的磁敏感差异，B0场强。
根据Larmor方程：
ω=γB0
相位的表达式
在经历过一段时间，TE，后相位的变化ΔΦ=ΔωTE Δω=γΔB, ΔB=gΔχB0
其中， ΔΦ，Δχ，ΔB 依赖于局部组织的磁敏感性。
磁敏感性 磁敏感性的定义为将物质置于外加磁场中的磁化反应，当将其放入均匀磁场中造成的磁化为M：
其中H
其中χ 是相对于M和H的磁敏感性
能够进一步改写为：
其中μ=μ0μτ ，μ是磁导率，μ0 是真空中的磁导率，而μH 是相对磁导率，H指场强度。相对磁导率
因为是线性材料有χ远小于1，我们有：
该式明确显示出磁化率与磁场强度和磁敏感性成正比，每一种物质均在磁场中表现出一定差异的磁敏感性，本章将考察抗磁性和顺磁性物质。对于抗磁性物质，χχ>0，如脱氧的血液，Δχ≈0.45ppm SI，相对于周围组织。另外，含铁蛋白，如铁蛋白和血红蛋白，倾向于随着所含铁的离子化状态的差别而出现顺磁性的变化。典型的正常人CSF的值为Δχ≈0.21ppm ，相对60 μg Fe/kg 组织。绝大多数生物组织的磁敏感性10-4，如果Δχ=0时，如当铁的共价键被氧完全饱和时的共价铁在MR影像中无信号。
图 2 A 曲线表示对于灰质（GM）和白质（WM）分别在1.5T和3T上信号强度随翻转角变化的关系；B 曲线表示GM-WM 和 GM-CSF 对应的对比度；该曲线包含了3T 高信号强度的信息，并假定3T 上带宽相应的增加，确保等量的几何畸变。表1中给出了组织的参数，提示GM/WM在翻转角达到20°（3T）时最佳，而5°左右最差，甚至出现对比度反转。
几何效应 在一个均匀的外磁场中引入的磁化样品（由于磁敏感性），就会对物体外的均匀磁场造成扭曲，而这种磁场的改变与物体的几何形状相关。物体内部和周围磁场的偏差是我们感兴趣的，因为它提供 MR图像上的相位差异。在讨论局部场变化的几何效应时，我们通常忽略背景磁场并假设χ远小于1。对于圆柱体与主磁场的夹角为θ，对圆柱体内的磁场的影响如下式：
此处,χi ,χe分别表示圆柱内和外的磁敏感性。总体来讲我们希望能够看到局部组织磁场的变化，最终χeχb/3不再起作用，因为在物体内、外均为常数
A在体血液的绝对磁化率值，Hct 红细胞比容，Y氧饱和。实际上，A的选择是依赖Y (在体)：对于 A = 1, Y =0.55, 而当 A = 1.5, Y= 0.70. 圆柱外面的场计算更为复杂
α指血管直径，可以理解为与主磁场成θ角，γ指与圆柱体的主轴垂直的距离，Φ指向量γ与投影在血管主轴垂直平面的角度。常数χeB0/3可以由公式 19得出。关键是在两个相邻结构之间磁敏感性差异导致场空间分布的改变，无论是在组织内部还是周围。根据方程 6，磁场偏移而导致 MR 相位图中局部相位的改变。然而，相位图中包含了全部磁场的信息，无论是微观还是宏观，前者可能是由于局部少量铁的沉积，而后者是由于物体的几何形态导致的，如空气/组织交界的效应和主磁场的不均匀性。因此综合所有这些特性，相位能够写成：
所有这些项都是空间位置的函数，第一部分包含感兴趣区局部磁场变化，而第二部分代表化学位移效应导致的改变。
该式代表化学位移。化学位移和第一项之间的差别（方程 20）是化学位移没有几何依赖性而更多的是点磁场的变化，最后的两项导致的伪影是我们要尽量避免的，具有低空间频率依赖特性并且能够通过高频滤波去除。
图 3 A 原始相位图；B HP 滤过后的相位图，中心滤波的尺寸为32×32；C 滤过后的相位图，中心滤波的尺寸为64×64
磁敏感加权滤波后的相位图 首先，高频滤波用于去除背景磁场中的低频成份，通常是利用64×64低通滤波分离原始相位图（如，图像矩阵为512×512）就达到了高通（HP）滤波的效果。高通滤波过的图像通过将原始图像插零处理（零填充），最终得到新图像：
其中
被彻底滤掉。一旦获得去除背景磁场变化的原始相位图，区分组织之间的磁敏感差异变为现实，特别是在高场非常有用，因为组织之间的T1差异变小，而磁敏感差异不受影响。举例，T1加权的图像与梯度回波幅度图和相位数据相比较，发现灰质，特别是运动皮层区-中央回-在相位图上能够清晰的描记出来，这是因为含有铁成份。图5是中脑的相位图。
将幅度图和相位图融合得到 SWI数据 虽然HP滤波图像非常能够说明磁化率对比，但是受到组织内相位（ΔBin）和组织外相位（ΔBout）的影响，而这必将影响邻近磁敏感不同组织之间的差异，因此，设计了相位掩码（“phase mask”）用于增强原始幅度图的对比，通过抑制掉特定范围内相位值的体素。幅度图和相位图数据融合到一起最终得到幅度SWI数据，原理就是将“phase mask”图融入原始幅度图。“phase mask”的设计是0到1之间的数。
图 4 短回波 T1加权图像（A），对应 SWI长回波的 GRE图像的幅度图（B）和HP -过滤的相位数据（C）
图5 A HP 4T中脑水平的滤过后相位图像TE 15 ms；B 印度药水对脑截面染色与SWI HP滤过后的信号强度变化高度相关
没有想突出的相位特性时，“phase mask”设为1，然而，如果要在某个区域内将相位设定为一定数值，“phase mask”可以用来抑制该区的信号强度。如，如果感兴趣的相位为负值，“phase mask”设计如下：
否则，=1
其中Φ(x)是在x点上的相位。“phase mask”能够在原始幅度图ρ(x)上应用许多次来成新的图像：
“phase mask”的应用次数以SWI最佳对比度噪声比为标准。数学计算方法如图6所示，对于1.5TMR系统则见图7。简单的数学模型能够用来估计m值（方程24）。用于计算相位≥0.3π的乘数应该≤4。对于≤0.3π的相位，m值应该≥4。然而，当m = 4时，0.1π或π的相位将导致可见度降低 4的图像。图 8描述了数据投影到原始幅度图和经过SWI处理的一系列过程。进一步将相位图和幅度图融合以确保信号强度变化（T2*和磁敏感性之间的差异），能够被检测出。相位差异的存在并非必然导致T2*效应，因此两种信息之间能够形成互补。另外，对静脉的完全一致有助于区分静脉和动脉，所以幅度图和相位图对于组织的定性是必备的，将两者融合得到SWI处理过的图像。
高级相位处理 HP滤波在去除空间内缓慢变化的相位效应（能够使感兴趣区内相互交接的组织之间的相位差异变模糊）很有效，然而，HP滤波在去除变化的背景磁场效应的同时也去除了来自大块组织的生理或病理性的相关相位信息。因此，当测量组织内的含铁量时，很少用大于64×64的滤波。但是，如果主要的目的是进行MRV（静脉成像），那么使用96×96，甚至128×128的中心滤波也不会对小静脉造成很大的负面影响。滤波的尺寸越大，背景磁场的信息去除的越多，但是亦可能造成大组织结构相位信息的损失。理想情况是，背景磁场效应能够通过事先对个人头部几何形态来预测相位。这将只留下小的低空间频率相位错误，使得能够利用小滤波尺寸来获得最终的高通滤波（HP）结果。详细请见图9。虽然目前该方法仍然很耗时，可以预见该方法在未来的几年之内将得到广泛应用，能够使SWI对空气/组织之间的磁敏感伪影大大降低。同样的道理，对于蛛网膜下腔出血，硬膜下出血，和脊柱成像等的SWI能够变为现实。
目前为止，通过滤波后得到的MR相位图对于测量脑内皮层下组织内的铁含量最为敏感。但是，读者应当牢记，在相位改变和铁含量之间的绝对定量关系还没有发现，血红素铁和非血红素铁之间的差异还不能测定。另外，如果血液水平保持不变，但是铁蛋白含量出现变化，那么相对铁含量值将是准确的。在将一个人的相位信息与其他人作比较时，遇到的问题是相位的几何依赖性，由感兴趣区局部的形状所致。如果忽略这一点，当测量铁含量的绝对值时可能遇到困难，但是如测量铁含量或钙含量相对值时便不再是主要问题了。组织结构的磁敏感性不依赖于方向，尺寸和结构的形状；因此，对组织内磁敏感的定量是最为重要的，是测量铁含量的可靠手段。组织的磁敏感性是定量铁含量的重要手段，是目前研究热点之一。
不同场强推荐的成像参数
SWI最好是在高场上成像，这是因为：首先，低场TE长，如为了使静脉得到最好的对比，在1.5T上需要的TE在40到80ms。如果保持ΔχB0不变的前提下，TE 在3T上的时间为20 ms。
最终的数学表达式为：
为常数，同样的要求：
其中B0TE和B0'TE'指场强，TE分别指在1.5T和3T上的值。其中短TE值有几个优势：首先，3T上的扫描速度快（两倍），或是得到两倍的层数，或是能够得到各向同性的图像；其次，场强高则信噪比提高，因此当适当牺牲一部分信噪比时能够得到更高的分辨率和更大的扫描范围。在3T上应用并行采集技术全脑的SWI成像能够在4min之内完成。随着超高场如7T磁共振的出现，提供了颅脑成像中前所未有的高分辨率和高信噪比，但是也存在场均匀性和高单位射频吸收率（SAR）方面的问题。GRE（梯度回波）成像是MRI中最稳定的技术之一，并在高场中表现出更高的优越性，较自旋回波（SE）更加均匀。SWI使用的翻转角远小于90°，因为SAR随翻转角的平方变化成正比，使得SWI的SAR值较SE大大降低。正如前面讲述的一样，只要根据场强来适当的调节TE使得相位能够保持不变。另外，局部结构的相位信息不会强烈依赖于局部的射频不均一性。以上两个特性提示SWI滤过的相位图在不同场强之间比较时起到重要作用，高场强的图像具有更加的SNR，能够发现较小的相位变化，也能够发现新的相位变化来进一步显示小静脉和弓形纤维与经过组织染色的结果一致。如图11和12。
图 6 相位覆盖的过程示意图 A 滤过后的相位图对应的相位轮廓；B 由 A得出的对应轮廓，一旦覆盖达到 4th能量，静脉血相位为 -π/2和覆盖达到0.5时变为1/16，因此，静脉被抑制的效果与相位为-π和f(x)=0；GM指灰质，WM 白质
图 7 A未经过处理的原始 SWI幅度图像；B HP-滤过的相位图；C 处理过的SWI幅度图；D未经处理的SWI幅度图表现为静脉截面（箭头）表现为低信号环；E HP-滤过的相位图，静脉出现低信号；F 处理后的SWI幅度图，静脉表现为一致的低信号（箭头所示）
图 8 mIP数据与原始幅度图(A)融合和经过处理后的SWI（B）；在7个层面上进行mIP，体块的厚度为14 mm；图像是在3T上采集得到的，在额叶出现信号减低，但是在 B图中能够发现信号明显改善；因此当气-骨界面的畸变经过校正之后额叶的信号降低不再是问题
图 9 成像方法改进之后的结果 A 原始SWI相位图；B 40ms时气-骨界面相位图；C 将A、B减影之后得到的结果；D A经过HP滤波后的结果；E C经过HP滤波后的结果；F 对应的未经过处理的SWI幅度图；G 将D经相位覆盖处理后的SWi幅度图；H 将E经相位覆盖处理后的SWi幅度图；在HP滤波过程中的尺寸是64×64
图 10 A和B，相位图，保持B0TE不变，A 在1.5T获得的相位图，同样的参数在3T上获得（B），对比度一致，仅SNR略高；在该类图像中灰/白质对比上能提高MR对灰质铁含量的观察能力，与T1对比接近
图11 mIP （7T）数据，分辨率为 215×215× 1000，TE 16 ms，TR 45 ms, FA 25°，mIP是从8个层面上获得
图 12 将图11局部放大后的结果，在灰白质之间存在黑带，可以认为是弓形纤维（箭头所示），这类小血管进一步注入微静脉和小静脉
SWI数据的理解
将SWI数据应用于临床诊断中时应该从3个角度理解：首先，与原始幅度图之间关系，如在1.5 T上时，TE = 40ms，通常这类图像的分辨率不低于0.5 (读出)×1.0 (相位) ×2.0mm(片层)。尽管事实上的TE时间很长，但是图像质量仍然很好，除了在鼻旁窦或气/骨交界区（垂体或鞍区）。当与常规GRE序列（TE取25 ms时，静脉的效应明显减小）比较时，SWI倾向于突出在体素之间磁敏感性的微小变化。同时在理解幅度图时必须牢记两点：首先，因为分辨率高不会有模糊效应；其次，序列参数的选择使得正常灰质，白质，和CSF之间的对比变小，虽然小翻转角能够造成CSF较灰质和白质更亮。结果，幅度图能够清楚的显示短T2*区或幅度图中振荡信号区，这是由于主要静脉内脱氧血红蛋白的出现所致。后一效应可能较实际组织的T2*效应导致更大的信号损失，因为来自静脉的信号强度能够消除来自灰质或白质的信号，这类似于水/脂相抵，可能导致在适当TE时信号的完全丢失（这也是TE选择在40ms左右的原因）。对于直径小于体素的静脉，这一效应将导致该体素相对于周围组织出现低信号；然而，当静脉覆盖多个体素时，只有静脉和周围组织均出现在体素内的体素才出现部分容积效应，表现出信号强度降低。当体素内只包含静脉内的信号时不会表现出信号消减效应。因此，该静脉将表现出内部高信号，周围组织出现一圈低信号。然而，在随后的phase-mask 乘积的作用下，整条静脉均表现出低信号（SWI处理过程见图7F）。
对SWI数据理解的第二步是相位图。在一个右手螺旋系统中，静脉在相位图上表现为更低信号，（因为脱氧血是顺磁性的），而钙化则表现较亮（因为钙相对于脑组织是抗磁性的）。同样，残存的相位伪影也可能出现在空气/组织界面及鼻旁窦处，必须对这些区域出现的黑影认识。对于MS来讲识别局部区域的黑影非常重要，因为铁的出现与灰白质病变相关。这些铁沉积的区域经常与MS病变的形成有关，（通过T2和FLAIR序列观察），但是有时也不确定，要因病变的阶段和类型而定。相位的差异也能够用来对铁进行定量或是追踪铁沉积的变化，为了对创伤后脑出血病人进行随访，或是监视痴呆病人脑内微出血的发展，相位对比也可能用来监视脑内静脉的血氧饱和度。因为原始的相位数据已经被过滤，通常观察的新相位图像为SWI过滤后的相位图。
理解SWI的第3点是有关对SWI后处理。这些数据在幅度图上的表现为明显的T2*效应所致信号的损失，并且在相位图上增加对铁的显示，在一张图像上增加突出两种对比。就这一点而言，这些图像上出现很多“黑洞”，通常认为是小静脉的横截面，然而我们如何能够区分是小静脉的截面还是微出血呢？最好的方法是通过mIP检查血管的连续性就如同MRA一样。最终的图像仅仅是SWI版的MRA，特别是在3T上能够得到高质量的血管图。关键的问题是应用SWI检查的侧重点是什么，而且很多原因之间是有联系的，最重要的原因是与主磁场垂直的静脉的相位（表现为正相位），而与平行于主磁场的静脉的相位正好相反（表现为负相位）（见方程 10.17）。然而，鉴于层面内的分辨率与层选方向比值在2:4，小静脉外面的相位较内部的相位贡献大，相位被翻转使得所有静脉表现出负相位，而这种相位翻转使得图像处理更加容易，因为仅需要单一的负phase mask用于横向，而这又使得SWI处理过的图像中的静脉更加锐利。
最后，考察SWI数据中的对比，总体来讲，低翻转角和中等的TE使得SWI出现奇特的混合对比度。灰/白质之间的对比几乎消失，通过选择合适的翻转角能够将CSF的信号强度接近于灰白质，这样的结果是，除了作为微出血或其他磁敏感效应的标记外，幅度图基本没用。通过选择较大角度的翻转角部分抑制CSF，使其较灰白质的信号稍低（类似FLAIR），得到一定的T1权重的图像。对于肿瘤病人，这可以用来显示瘤周水肿及肿瘤内部出血。相反，当选择较小的翻转角时，突出自旋弱化，使得CSF较灰质或白质亮，从而获得一定的对比，前一种选择通常为20° （1.5T）。经过处理后，SWI由于对铁含量高的灰质的显示重新得到灰/白质对比。相位图与T1加权有很多相似之处，最后为了更好地勾画出血管内容物的特性，进行mIP成像，通常是4幅邻近的图像融合，得到8 mm 厚图像。这些mIP图像对于观察血管连续性和微出血的定位（相对于血管）及脑内其他结构有重要意义。
小结
SWI（磁敏感加权成像）是一项新的神经影像学技术，它是利用组织磁敏感差异产生的特殊对比，而与自旋密度，如T1，T2 和T2*等存在本质差别。本章介绍了 SWI 的技术背景，讨论了梯度回波成像的概念及如何测量磁敏感性。根据原理又介绍了如何将相位图和幅度图融合在一起得到SWI数据。使用SWI滤过后的相位可以观察并可能定量大脑内的铁含量。对SWI数据和推荐的不同场强使用的参数进行了深入讨论。到目前为止，SWI最主要应用于神经系统成像。
SWI是新近引入的一种MRI对比度，直至最近，相位图除了用于大血管的血流定量或翻转恢复之外，大多数的MRI都是依赖幅度值成像的。相位信息通常被舍弃，然而相位图包含了大量有关局部不同组织的磁敏感信息，通常能够用来对含铁或其它物质能够造成局部磁场改变的物质的含量进行研究。其它背景磁场是影响应用相位信息的主要障碍，所以，在流动补偿序列中的相位信息并没被用来测量MRI中的磁敏感性。直到1997年，大多数无关的相位伪影被成功去除而只保留局部感兴趣的相位，使得磁敏感成像成为现实。
本章将从SWI中不同类型的对比度在不同疾病中的表现讲起，虽然幅度图和相位图都能够提供重要信息，本部分将侧重于相位图。相位图和幅度图结合在一起将获得新的SWI图像，并成为标准的临床应用技术之一。MRI能够通过不同的方法来研究解剖，功能及代谢图像。每种方法都针对新问题，如利用灌注加权成像（PWI）研究组织供血，或是利用弥散张量成像（DTI）研究分子沿着神经纤维束的运动情况。 磁敏感信息是对传统自旋密度成像（T1，T2，PD加权像）方法的补充。SWI提供不同组织之间存在磁敏感差异信息，如脱氧血红蛋白的血液，血红蛋白，铁蛋白和钙与周围组织之间的差异。很多疾病通过监测脑内铁的含量来为许多神经疾病诊断提供相关信息，并且对脱氧血红蛋白，血红蛋白和铁蛋白的判断均有重要意义。这些疾病主要包括：衰老，MS（多发硬化），中风，创伤，血管畸形和肿瘤。毫无疑问的是随着SWI被广泛接受，许多的疾病的诊治都会受益。
梯度回波成像
回顾磁共振成像的历史，MR数据最先是采集于自由感应衰减信号，自旋回波的概念是为了解决由于局部磁场不均匀导致自由感应信号快速衰减才发明出来的。在超导磁体出现之后不久，梯度回波技术又重新登上舞台，因为这类系统磁场均匀性非常好。随后，人们很快意识到很多幅度图中的伪影都是能够去除的，如通过使用较短的回波时间TE，采用快速采集磁化准备梯度回波技术。这些高带宽序列几乎没有畸变，并且提供了良好的T1对比，较长一些的TE应用于2D梯度回波，但是层厚稍微增加，通常是3 ~ 4 mm。TE 值通常在15 ~ 20 ms或是更长一点，但是很少大于25 ms，因为快速相位转换导致信号强度损失。如果想利用更长的TE成像，而且保证图像质量，只能是利用3D GRE。当认识到上述情况时，体素为1mm3时，能够保证有足够的信噪比，并且可能观察到隐藏的相位信息。因此，有关磁敏感效应的研究出现在90年代中期，而1997年第一篇关于SWI的研究论文发表。在MRI中，必须先获得横向磁化矢量，这可以通过发射线圈产生射频脉冲来将纵向磁化矢量全部或部分地打击到横向，RF（射频脉冲）的频率为Larmor频率，ω=γB0。如果M0（纵向磁化矢量）以角θ围绕z轴（主磁场B0与z轴平行）旋转，那么将产生沿着y轴的分量，并且能够被接收线圈采集到信号。信号在相位方向和片层方向进行相位编码（对于横轴面成像分别为y和z），而在读出方向施加一个散相梯度。然后施加读出梯度并开始采集数据，在此之后应用RF破坏梯度使得残余信号进一步散相。从而在下一次RF脉冲的到来时横向磁化矢量残余完全被消除。如图1所示。
图1 GRE序列图Ts指采样的时间间隔；该序列中给出了一阶流动补偿，SS 选层梯度；PE 相位编码梯度；ADC 模数转换
对于有RF破坏的短TR梯度回波序列梯度回波的磁化信号强度为：
ρ0是指组织的自旋密度，TR回波时间，T1组织的纵向弛豫时间，θ翻转角。
全部的信号强度响应为：（右手系统）
ΔB代表铁产生的局部场分量，如，γ=2π·42.58MHz/T(质子)
g 几何因子，Δχ局部不同组织之间的磁敏感差异，B0场强。
根据Larmor方程：
ω=γB0
相位的表达式
在经历过一段时间，TE，后相位的变化ΔΦ=ΔωTE Δω=γΔB, ΔB=gΔχB0
其中， ΔΦ，Δχ，ΔB 依赖于局部组织的磁敏感性。
磁敏感性 磁敏感性的定义为将物质置于外加磁场中的磁化反应，当将其放入均匀磁场中造成的磁化为M：
其中H
其中χ 是相对于M和H的磁敏感性
能够进一步改写为：
其中μ=μ0μτ ，μ是磁导率，μ0 是真空中的磁导率，而μH 是相对磁导率，H指场强度。相对磁导率
因为是线性材料有χ远小于1，我们有：
该式明确显示出磁化率与磁场强度和磁敏感性成正比，每一种物质均在磁场中表现出一定差异的磁敏感性，本章将考察抗磁性和顺磁性物质。对于抗磁性物质，χχ>0，如脱氧的血液，Δχ≈0.45ppm SI，相对于周围组织。另外，含铁蛋白，如铁蛋白和血红蛋白，倾向于随着所含铁的离子化状态的差别而出现顺磁性的变化。典型的正常人CSF的值为Δχ≈0.21ppm ，相对60 μg Fe/kg 组织。绝大多数生物组织的磁敏感性10-4，如果Δχ=0时，如当铁的共价键被氧完全饱和时的共价铁在MR影像中无信号。
图 2 A 曲线表示对于灰质（GM）和白质（WM）分别在1.5T和3T上信号强度随翻转角变化的关系；B 曲线表示GM-WM 和 GM-CSF 对应的对比度；该曲线包含了3T 高信号强度的信息，并假定3T 上带宽相应的增加，确保等量的几何畸变。表1中给出了组织的参数，提示GM/WM在翻转角达到20°（3T）时最佳，而5°左右最差，甚至出现对比度反转。
几何效应 在一个均匀的外磁场中引入的磁化样品（由于磁敏感性），就会对物体外的均匀磁场造成扭曲，而这种磁场的改变与物体的几何形状相关。物体内部和周围磁场的偏差是我们感兴趣的，因为它提供 MR图像上的相位差异。在讨论局部场变化的几何效应时，我们通常忽略背景磁场并假设χ远小于1。对于圆柱体与主磁场的夹角为θ，对圆柱体内的磁场的影响如下式：
此处,χi ,χe分别表示圆柱内和外的磁敏感性。总体来讲我们希望能够看到局部组织磁场的变化，最终χeχb/3不再起作用，因为在物体内、外均为常数
A在体血液的绝对磁化率值，Hct 红细胞比容，Y氧饱和。实际上，A的选择是依赖Y (在体)：对于 A = 1, Y =0.55, 而当 A = 1.5, Y= 0.70. 圆柱外面的场计算更为复杂
α指血管直径，可以理解为与主磁场成θ角，γ指与圆柱体的主轴垂直的距离，Φ指向量γ与投影在血管主轴垂直平面的角度。常数χeB0/3可以由公式 19得出。关键是在两个相邻结构之间磁敏感性差异导致场空间分布的改变，无论是在组织内部还是周围。根据方程 6，磁场偏移而导致 MR 相位图中局部相位的改变。然而，相位图中包含了全部磁场的信息，无论是微观还是宏观，前者可能是由于局部少量铁的沉积，而后者是由于物体的几何形态导致的，如空气/组织交界的效应和主磁场的不均匀性。因此综合所有这些特性，相位能够写成：
所有这些项都是空间位置的函数，第一部分包含感兴趣区局部磁场变化，而第二部分代表化学位移效应导致的改变。
该式代表化学位移。化学位移和第一项之间的差别（方程 20）是化学位移没有几何依赖性而更多的是点磁场的变化，最后的两项导致的伪影是我们要尽量避免的，具有低空间频率依赖特性并且能够通过高频滤波去除。
图 3 A 原始相位图；B HP 滤过后的相位图，中心滤波的尺寸为32×32；C 滤过后的相位图，中心滤波的尺寸为64×64
磁敏感加权滤波后的相位图 首先，高频滤波用于去除背景磁场中的低频成份，通常是利用64×64低通滤波分离原始相位图（如，图像矩阵为512×512）就达到了高通（HP）滤波的效果。高通滤波过的图像通过将原始图像插零处理（零填充），最终得到新图像：
其中
被彻底滤掉。一旦获得去除背景磁场变化的原始相位图，区分组织之间的磁敏感差异变为现实，特别是在高场非常有用，因为组织之间的T1差异变小，而磁敏感差异不受影响。举例，T1加权的图像与梯度回波幅度图和相位数据相比较，发现灰质，特别是运动皮层区-中央回-在相位图上能够清晰的描记出来，这是因为含有铁成份。图5是中脑的相位图。
将幅度图和相位图融合得到 SWI数据 虽然HP滤波图像非常能够说明磁化率对比，但是受到组织内相位（ΔBin）和组织外相位（ΔBout）的影响，而这必将影响邻近磁敏感不同组织之间的差异，因此，设计了相位掩码（“phase mask”）用于增强原始幅度图的对比，通过抑制掉特定范围内相位值的体素。幅度图和相位图数据融合到一起最终得到幅度SWI数据，原理就是将“phase mask”图融入原始幅度图。“phase mask”的设计是0到1之间的数。
图 4 短回波 T1加权图像（A），对应 SWI长回波的 GRE图像的幅度图（B）和HP -过滤的相位数据（C）
图5 A HP 4T中脑水平的滤过后相位图像TE 15 ms；B 印度药水对脑截面染色与SWI HP滤过后的信号强度变化高度相关
没有想突出的相位特性时，“phase mask”设为1，然而，如果要在某个区域内将相位设定为一定数值，“phase mask”可以用来抑制该区的信号强度。如，如果感兴趣的相位为负值，“phase mask”设计如下：
否则，=1
其中Φ(x)是在x点上的相位。“phase mask”能够在原始幅度图ρ(x)上应用许多次来成新的图像：
“phase mask”的应用次数以SWI最佳对比度噪声比为标准。数学计算方法如图6所示，对于1.5TMR系统则见图7。简单的数学模型能够用来估计m值（方程24）。用于计算相位≥0.3π的乘数应该≤4。对于≤0.3π的相位，m值应该≥4。然而，当m = 4时，0.1π或π的相位将导致可见度降低 4的图像。图 8描述了数据投影到原始幅度图和经过SWI处理的一系列过程。进一步将相位图和幅度图融合以确保信号强度变化（T2*和磁敏感性之间的差异），能够被检测出。相位差异的存在并非必然导致T2*效应，因此两种信息之间能够形成互补。另外，对静脉的完全一致有助于区分静脉和动脉，所以幅度图和相位图对于组织的定性是必备的，将两者融合得到SWI处理过的图像。
高级相位处理 HP滤波在去除空间内缓慢变化的相位效应（能够使感兴趣区内相互交接的组织之间的相位差异变模糊）很有效，然而，HP滤波在去除变化的背景磁场效应的同时也去除了来自大块组织的生理或病理性的相关相位信息。因此，当测量组织内的含铁量时，很少用大于64×64的滤波。但是，如果主要的目的是进行MRV（静脉成像），那么使用96×96，甚至128×128的中心滤波也不会对小静脉造成很大的负面影响。滤波的尺寸越大，背景磁场的信息去除的越多，但是亦可能造成大组织结构相位信息的损失。理想情况是，背景磁场效应能够通过事先对个人头部几何形态来预测相位。这将只留下小的低空间频率相位错误，使得能够利用小滤波尺寸来获得最终的高通滤波（HP）结果。详细请见图9。虽然目前该方法仍然很耗时，可以预见该方法在未来的几年之内将得到广泛应用，能够使SWI对空气/组织之间的磁敏感伪影大大降低。同样的道理，对于蛛网膜下腔出血，硬膜下出血，和脊柱成像等的SWI能够变为现实。
目前为止，通过滤波后得到的MR相位图对于测量脑内皮层下组织内的铁含量最为敏感。但是，读者应当牢记，在相位改变和铁含量之间的绝对定量关系还没有发现，血红素铁和非血红素铁之间的差异还不能测定。另外，如果血液水平保持不变，但是铁蛋白含量出现变化，那么相对铁含量值将是准确的。在将一个人的相位信息与其他人作比较时，遇到的问题是相位的几何依赖性，由感兴趣区局部的形状所致。如果忽略这一点，当测量铁含量的绝对值时可能遇到困难，但是如测量铁含量或钙含量相对值时便不再是主要问题了。组织结构的磁敏感性不依赖于方向，尺寸和结构的形状；因此，对组织内磁敏感的定量是最为重要的，是测量铁含量的可靠手段。组织的磁敏感性是定量铁含量的重要手段，是目前研究热点之一。
不同场强推荐的成像参数
SWI最好是在高场上成像，这是因为：首先，低场TE长，如为了使静脉得到最好的对比，在1.5T上需要的TE在40到80ms。如果保持ΔχB0不变的前提下，TE 在3T上的时间为20 ms。
最终的数学表达式为：
为常数，同样的要求：
其中B0TE和B0'TE'指场强，TE分别指在1.5T和3T上的值。其中短TE值有几个优势：首先，3T上的扫描速度快（两倍），或是得到两倍的层数，或是能够得到各向同性的图像；其次，场强高则信噪比提高，因此当适当牺牲一部分信噪比时能够得到更高的分辨率和更大的扫描范围。在3T上应用并行采集技术全脑的SWI成像能够在4min之内完成。随着超高场如7T磁共振的出现，提供了颅脑成像中前所未有的高分辨率和高信噪比，但是也存在场均匀性和高单位射频吸收率（SAR）方面的问题。GRE（梯度回波）成像是MRI中最稳定的技术之一，并在高场中表现出更高的优越性，较自旋回波（SE）更加均匀。SWI使用的翻转角远小于90°，因为SAR随翻转角的平方变化成正比，使得SWI的SAR值较SE大大降低。正如前面讲述的一样，只要根据场强来适当的调节TE使得相位能够保持不变。另外，局部结构的相位信息不会强烈依赖于局部的射频不均一性。以上两个特性提示SWI滤过的相位图在不同场强之间比较时起到重要作用，高场强的图像具有更加的SNR，能够发现较小的相位变化，也能够发现新的相位变化来进一步显示小静脉和弓形纤维与经过组织染色的结果一致。如图11和12。
图 6 相位覆盖的过程示意图 A 滤过后的相位图对应的相位轮廓；B 由 A得出的对应轮廓，一旦覆盖达到 4th能量，静脉血相位为 -π/2和覆盖达到0.5时变为1/16，因此，静脉被抑制的效果与相位为-π和f(x)=0；GM指灰质，WM 白质
图 7 A未经过处理的原始 SWI幅度图像；B HP-滤过的相位图；C 处理过的SWI幅度图；D未经处理的SWI幅度图表现为静脉截面（箭头）表现为低信号环；E HP-滤过的相位图，静脉出现低信号；F 处理后的SWI幅度图，静脉表现为一致的低信号（箭头所示）
图 8 mIP数据与原始幅度图(A)融合和经过处理后的SWI（B）；在7个层面上进行mIP，体块的厚度为14 mm；图像是在3T上采集得到的，在额叶出现信号减低，但是在 B图中能够发现信号明显改善；因此当气-骨界面的畸变经过校正之后额叶的信号降低不再是问题
图 9 成像方法改进之后的结果 A 原始SWI相位图；B 40ms时气-骨界面相位图；C 将A、B减影之后得到的结果；D A经过HP滤波后的结果；E C经过HP滤波后的结果；F 对应的未经过处理的SWI幅度图；G 将D经相位覆盖处理后的SWi幅度图；H 将E经相位覆盖处理后的SWi幅度图；在HP滤波过程中的尺寸是64×64
图 10 A和B，相位图，保持B0TE不变，A 在1.5T获得的相位图，同样的参数在3T上获得（B），对比度一致，仅SNR略高；在该类图像中灰/白质对比上能提高MR对灰质铁含量的观察能力，与T1对比接近
图11 mIP （7T）数据，分辨率为 215×215× 1000，TE 16 ms，TR 45 ms, FA 25°，mIP是从8个层面上获得
图 12 将图11局部放大后的结果，在灰白质之间存在黑带，可以认为是弓形纤维（箭头所示），这类小血管进一步注入微静脉和小静脉
SWI数据的理解
将SWI数据应用于临床诊断中时应该从3个角度理解：首先，与原始幅度图之间关系，如在1.5 T上时，TE = 40ms，通常这类图像的分辨率不低于0.5 (读出)×1.0 (相位) ×2.0mm(片层)。尽管事实上的TE时间很长，但是图像质量仍然很好，除了在鼻旁窦或气/骨交界区（垂体或鞍区）。当与常规GRE序列（TE取25 ms时，静脉的效应明显减小）比较时，SWI倾向于突出在体素之间磁敏感性的微小变化。同时在理解幅度图时必须牢记两点：首先，因为分辨率高不会有模糊效应；其次，序列参数的选择使得正常灰质，白质，和CSF之间的对比变小，虽然小翻转角能够造成CSF较灰质和白质更亮。结果，幅度图能够清楚的显示短T2*区或幅度图中振荡信号区，这是由于主要静脉内脱氧血红蛋白的出现所致。后一效应可能较实际组织的T2*效应导致更大的信号损失，因为来自静脉的信号强度能够消除来自灰质或白质的信号，这类似于水/脂相抵，可能导致在适当TE时信号的完全丢失（这也是TE选择在40ms左右的原因）。对于直径小于体素的静脉，这一效应将导致该体素相对于周围组织出现低信号；然而，当静脉覆盖多个体素时，只有静脉和周围组织均出现在体素内的体素才出现部分容积效应，表现出信号强度降低。当体素内只包含静脉内的信号时不会表现出信号消减效应。因此，该静脉将表现出内部高信号，周围组织出现一圈低信号。然而，在随后的phase-mask 乘积的作用下，整条静脉均表现出低信号（SWI处理过程见图7F）。
对SWI数据理解的第二步是相位图。在一个右手螺旋系统中，静脉在相位图上表现为更低信号，（因为脱氧血是顺磁性的），而钙化则表现较亮（因为钙相对于脑组织是抗磁性的）。同样，残存的相位伪影也可能出现在空气/组织界面及鼻旁窦处，必须对这些区域出现的黑影认识。对于MS来讲识别局部区域的黑影非常重要，因为铁的出现与灰白质病变相关。这些铁沉积的区域经常与MS病变的形成有关，（通过T2和FLAIR序列观察），但是有时也不确定，要因病变的阶段和类型而定。相位的差异也能够用来对铁进行定量或是追踪铁沉积的变化，为了对创伤后脑出血病人进行随访，或是监视痴呆病人脑内微出血的发展，相位对比也可能用来监视脑内静脉的血氧饱和度。因为原始的相位数据已经被过滤，通常观察的新相位图像为SWI过滤后的相位图。
理解SWI的第3点是有关对SWI后处理。这些数据在幅度图上的表现为明显的T2*效应所致信号的损失，并且在相位图上增加对铁的显示，在一张图像上增加突出两种对比。就这一点而言，这些图像上出现很多“黑洞”，通常认为是小静脉的横截面，然而我们如何能够区分是小静脉的截面还是微出血呢？最好的方法是通过mIP检查血管的连续性就如同MRA一样。最终的图像仅仅是SWI版的MRA，特别是在3T上能够得到高质量的血管图。关键的问题是应用SWI检查的侧重点是什么，而且很多原因之间是有联系的，最重要的原因是与主磁场垂直的静脉的相位（表现为正相位），而与平行于主磁场的静脉的相位正好相反（表现为负相位）（见方程 10.17）。然而，鉴于层面内的分辨率与层选方向比值在2:4，小静脉外面的相位较内部的相位贡献大，相位被翻转使得所有静脉表现出负相位，而这种相位翻转使得图像处理更加容易，因为仅需要单一的负phase mask用于横向，而这又使得SWI处理过的图像中的静脉更加锐利。
最后，考察SWI数据中的对比，总体来讲，低翻转角和中等的TE使得SWI出现奇特的混合对比度。灰/白质之间的对比几乎消失，通过选择合适的翻转角能够将CSF的信号强度接近于灰白质，这样的结果是，除了作为微出血或其他磁敏感效应的标记外，幅度图基本没用。通过选择较大角度的翻转角部分抑制CSF，使其较灰白质的信号稍低（类似FLAIR），得到一定的T1权重的图像。对于肿瘤病人，这可以用来显示瘤周水肿及肿瘤内部出血。相反，当选择较小的翻转角时，突出自旋弱化，使得CSF较灰质或白质亮，从而获得一定的对比，前一种选择通常为20° （1.5T）。经过处理后，SWI由于对铁含量高的灰质的显示重新得到灰/白质对比。相位图与T1加权有很多相似之处，最后为了更好地勾画出血管内容物的特性，进行mIP成像，通常是4幅邻近的图像融合，得到8 mm 厚图像。这些mIP图像对于观察血管连续性和微出血的定位（相对于血管）及脑内其他结构有重要意义。
小结
SWI（磁敏感加权成像）是一项新的神经影像学技术，它是利用组织磁敏感差异产生的特殊对比，而与自旋密度，如T1，T2 和T2*等存在本质差别。本章介绍了 SWI 的技术背景，讨论了梯度回波成像的概念及如何测量磁敏感性。根据原理又介绍了如何将相位图和幅度图融合在一起得到SWI数据。使用SWI滤过后的相位可以观察并可能定量大脑内的铁含量。对SWI数据和推荐的不同场强使用的参数进行了深入讨论。到目前为止，SWI最主要应用于神经系统成像。