朱裕榮 高云鈺 韓繼鈞 王佳佳 辛學剛,2#*

1(南方醫(yī)科大學生物醫(yī)學工程學院，廣州 510515) 2(華南理工大學醫(yī)學院，廣州 510006)

引言

磁敏感性可以看作是物質(zhì)的一種固有屬性，它反映了物質(zhì)在外磁場中的磁化程度，一般用磁化率來衡量[1]。大量的研究表明，由于組織的成分與結構的差異，磁化率值往往各不相同[2-4]，而組織病理特征的改變同樣也會造成磁化率發(fā)生改變。在一些神經(jīng)系統(tǒng)疾病中，由于大腦正常組織與病變組織中含鐵量的不同，磁化率差異可能達到250%甚至更高[5-6]。因此，磁化率的差異本身就是一種天然的對比劑，磁化率對比有可能為識別鐵沉積的區(qū)域提供更好的靈敏度和特異性，有效地利用磁化率的差異可能為組織結構與功能提供額外的信息。

基于這種新的成像對比機制，磁敏感加權成像技術(susceptibility-weighted imaging，SWI)和定量磁敏感成像技術(quantitative susceptibility mapping，QSM)隨之誕生，并成為近年來的研究熱點。傳統(tǒng)磁共振成像技術僅利用幅值信息進行重建，而SWI和QSM技術則都利用了相位圖信息[7]。SWI利用校正后的相位信息產(chǎn)生相位掩模，并與得到的幅值圖融合，增加圖像對比[8]，磁場的不均勻性較大；QSM采用背景場去除技術，僅保留組織內(nèi)部物質(zhì)產(chǎn)生的局部擾動場，可在一定程度上抑制磁場的不均勻性，并從局部磁場信息中反演獲取組織磁化率分布，得到定量的檢測數(shù)據(jù)[9]。SWI與QSM具有共同的物理基礎，即基于不同組織具有不同的磁敏感性以及磁化率，這種磁敏感性的差異在高場磁共振中會導致主磁場的不均勻。有研究發(fā)現(xiàn)，在這種情況下，磁敏感物質(zhì)會出現(xiàn)“成像倍增”的客觀現(xiàn)象[10-12]，這種現(xiàn)象被稱為磁敏感倍增成像效應。該效應與磁場的不均勻性緊密相關，因此在SWI成像中尤為明顯，由于磁敏感倍增成像效應的存在，使得SWI能夠檢測到原本無法檢測的微小的組織磁敏感變化。

隨著高場磁共振技術的進一步發(fā)展，SWI技術已經(jīng)被廣泛應用于神經(jīng)血管類疾病中，但是到目前為止，磁敏感倍增成像效應仍未有系統(tǒng)性的評價。作為SWI技術的研究基礎，全面并準確地評估磁敏感倍增成像效應，對于SWI技術在臨床上的進一步應用有重要意義。實際上，磁敏感倍增成像效應與組織大小、磁化率以及回波時間等有密切關系[13-14]，若能建立各因素與磁敏感倍增成像效應之間的量化關系，對未來SWI技術的發(fā)展有重要的參考價值。因此，本課題開展了磁敏感倍增成像效應的研究工作，利用超高場磁共振環(huán)境下的磁敏感物質(zhì)所帶來的磁敏感性差異以及磁場的不均勻性影響，探究其在不同參數(shù)條件下的變化規(guī)律，以目標組織像素數(shù)量及倍增因子為評估指標，在7.0 T高場磁共振下建立磁化率值和回波時間等與磁敏感倍增成像效應之間的量化關系。首先通過計算機進行模擬計算，再通過體外實驗進行驗證，為進一步優(yōu)化相關疾病的診斷與治療方案提供重要的數(shù)據(jù)參考。

1 方法

1.1 基本原理

1.1.1磁化率對磁場的影響

根據(jù)磁共振原理，原子核系中單位體積內(nèi)原子核自旋磁矩的矢量和稱作原子核系的磁化強度矢量M(magnetization)，簡稱磁化強度。在靜磁場下，磁化率χ與磁化強度M滿足關系式

M=χH

(1)

式中，H為對應的磁場強度，A/m。

在真空中，當組織磁化率為零時，不具有感應磁化強度，內(nèi)部磁場即為靜磁場，表示如下：

B=μ0H

(2)

而對于磁敏感組織，內(nèi)部將會產(chǎn)生感應磁化強度，此時磁場可以表示為

B=μ0(H+M)

(3)

式中，μ0是真空磁導率(大小為4π×10-7，單位是Tm/A)。

結合式(1)，引入無量綱的常數(shù)磁化率χ，則式(2)可以重寫為

B=μ0(1+χ)H

(4)

由于目標組織內(nèi)具有感應磁化強度，這時外部磁場的分布會受到影響，這種情況下外磁場的計算不僅與感應磁化強度大小|M|有關，也與物體的形狀以及體積有關，即

Bout=B0+f(|M|，g)

(5)

式中，g表示物體的幾何因子，B0為主磁場大小。

當組織間磁化率的差異較大時，在交界處會引起磁場的空間變化，導致局部磁場的不均勻，即

ΔB=gB0Δχ

(6)

式中，ΔB表示磁場強度的空間變化大小，Δχ表示組織間磁化率差異大小。

由公式可知，組織間磁化率差異越大，磁場擾動越明顯。

1.1.2磁化率對MR信號的影響

梯度回波序列(GRE)對組織磁敏感性差異十分敏感，這是因為該序列并沒有重聚脈沖的存在，相位難以重聚，使得由于磁場的不均勻性而造成的額外散相會更加明顯。本研究的全部計算都基于GRE序列進行，K空間中GRE序列的信號合成為

(7)

式中，S0表示當翻轉角為90°時的信號強度，θ表示翻轉角，TR表示脈沖序列重復時間，TE表示回波時間，T1表示縱向弛豫時間，T2表示橫向弛豫時間。

當T1?TR并且翻轉角θ較小時，式(7)可以寫為

(8)

在外磁場作用下，組織間磁化率的差異會導致局部磁場的不均勻，并且引入額外的散相Δφ，有

Δφ=-iγΔB·TE

(9)

式中，i表示虛數(shù)單位，γ表示原子核的磁旋比，因此實際信號Sn可表示為

Sn=SGREexp(-iγΔB·TE)

(10)

由于exp(-iγΔB·TE)取值范圍為(0,1)，因此局部磁場的變化會導致MR信號的減小，組織間磁化率差異越大，磁場擾動越大，信號抑制越明顯，由此形成的組織對比越大。

1.1.3磁敏感倍增基礎

為了更清晰地解釋磁敏感倍增成像效應，利用一維梯度磁場Gx來分析，結合拉莫爾方程ω=-γ·|B|并將其改寫為

ω(x)=-γ(B0+Gx·x+ΔB(x))

(11)

再做簡化得到

ω(x′)=-γ(B0+Gx·x′)

(12)

其中

(13)

1.2 SWI技術

通過梯度回波序列得到MR信號后，結合適當?shù)膱D像處理技術，就可以獲得包含磁敏感信息的圖像，其中最常用的就是磁敏感加權成像技術(susceptibility weighted imaging，SWI)[8]。該技術通過濾除背景的低頻信息，生成相位蒙片并加權增強組織對比，對磁化率的改變比梯度回波序列更加敏感[15]。

為了獲得SWI圖像，去除背景場中由于磁場不均勻性而造成的低頻干擾，本研究對原始相位圖像進行了高通濾波處理[8]。通過相位濾波，獲得校正后的相位圖，接著需要建立相位蒙片，最后將相位蒙片與幅值圖像進行多次加權乘積，從而獲得SWI圖像。利用歸一化公式對濾波后的相位圖進行處理，得到點x處的相位蒙片，有

(14)

最后，將生成的相位蒙片與幅值圖像進行n次加權乘積，就可以生成磁敏感加權圖像，表示為

ImageSWI(x)=mag(x)·φmask(x)n

(15)

式中，mag(x)表示x點處的圖像幅值，而n是加權次數(shù)，一般取3～5就可以獲得CNR較高的圖像[8]，本研究取n=4用以計算。

1.3 模擬實驗

計算機模擬實驗在數(shù)據(jù)處理軟件Matlab R2014a中進行。實驗模型由128×128×128的三維矩陣構成，F(xiàn)OV設為128 mm×128 mm×128 mm，主磁場大小設定為7 T。模型由兩個圓柱嵌套組成，內(nèi)圓柱切層設定為半徑及磁化率可變的磁敏感組織，由于磁敏感組織T2時間很短，在計算中假設為0 ms，外圓柱為背景白質(zhì)組織(在7 T下T2=45.9 ms[1])。通過梯度回波序列中的信號合成公式(見式(7))，模擬MR信號的產(chǎn)生。需要注意的是，由于磁場與目標圓柱模型的夾角方向?qū)Υ艌龅挠绊懕容^復雜，在本研究中不作變量考慮，因此主磁場方向設定為與圓柱模型垂直，結合“無限圓柱模型”內(nèi)外磁場的變化公式，可以得到目標組織內(nèi)外磁場的空間變化表達式[16]為

(16)

(17)

式中，ΔBin、ΔBout分別代表模型內(nèi)外磁場的變化，χ表示目標組織磁化率，a是目標組織半徑，p是柱坐標系坐標。

實驗中變量參數(shù)共有3個，分別是目標模型的磁化率(為便于計算，使用濃度單位為10-6)、物理大小(以圓柱模型的半徑表示，單位為voxel)與回波時間(單位為ms)。實驗中設定的磁化率取值范圍是(0.1×10-6～1.1×10-6)，圓柱半徑為0.5、1及2 voxel，統(tǒng)一分析回波時間為10、15、20、25、30 ms等5種情況。實驗將模擬得到各參數(shù)條件下目標組織模型附近的磁場分布，并通過重建得到幅值、相位及SWI圖像，計算目標組織的像素數(shù)量以及倍增因子，對圖像中不同條件下的倍增成像效應進行綜合評估分析。

1.4 體外實驗

體外實驗在7.0 T磁共振(Bruker Pharma Scan70/16 US)設備上進行，利用SWI FLASH序列對體外實驗的體模進行掃描，具體掃描參數(shù)如下： TR=350 ms，TE=10、15、20 ms，翻轉角FA=40°，圖像矩陣為256×256，層厚0.5 mm，層數(shù)9層，F(xiàn)OV 為25 mm×25 mm。

在體外實驗中，選擇外源性造影劑納米超順磁性氧化鐵顆粒(SPIO)作為實驗試劑，SPIO是近年來研發(fā)的一種新的超順磁性的特殊納米材料，弛豫率較高，以此來模擬磁敏感組織。實驗使用的材料有：氧化鐵磁性納米粒子溶液，購自Ocean Nanotech公司，試劑濃度為5 mg/mL，粒子大小為4.5 nm，帶有羧酸涂層；動靜脈導管，內(nèi)徑分別為0.3和0.46 mm；瓊脂糖粉末；PBS溶液；封口膠。

實驗前使用1 g瓊脂糖粉末及50 mL純水配置2%的瓊脂糖溶液，并以0.6 mL離心管為載體，注滿瓊脂溶液，待瓊脂凝固后，根據(jù)分組在瓊脂中心插入相應的不同內(nèi)徑導管(0.3和0.46 mm)，其中管中已經(jīng)注入不同濃度的SPIO溶液，結合正常與病變組織鐵含量關系[5]以及鐵含量與磁化率之間的關系[17]，因此使用氧化鐵磁性納米粒子溶液及PBS溶液，共同配置了濃度為0.2、0.5、1 mg Fe/mL的SPIO溶液，分別對應正常組織、病變組織以及嚴重病變組織的磁化率0.2×10-6、0.5×10-6、1×10-6，以此作為實驗試劑，并且使用封口膠封口，利用SPIO溶液的超順磁性與周圍的瓊脂來對比模擬磁化率差異。

根據(jù)目標模型直徑大小，本研究將模型分為兩組進行實驗。第1組在模型直徑為0.3 mm、回波時間為10、15、20 ms的條件下，對4組實驗試劑(包括3組不同SPIO濃度的實驗試劑與1組PBS溶液的對照試劑)進行磁共振成像；第2組模型直徑為0.46 mm，同理在回波時間為10、15、20 ms的條件下，對比4組實驗試劑的SWI成像。這兩組數(shù)據(jù)的統(tǒng)計計算都是通過商業(yè)軟件GraphPad Prism(version 8.0.2)進行。

1.5 評價指標

對比度是衡量MR圖像的一個重要的質(zhì)量參數(shù)，通常用對比噪聲比(contrast to noise ratio，CNR)表示[16](見式(15))。CNR是兩種組織信號強度差值與背景噪聲的標準差之比，其值越高表示圖像對比越好，可表示為

(18)

式中，A和B分別表示目標組織與背景組織，SA和SB以及SNRA和SNRB分別表示對應目標組織與背景組織的信號強度和信噪比，σ0表示背景噪聲的標準差。

一般而言，為了去除噪聲影響并區(qū)分兩種組織，相鄰兩種組織之間的對比度達到4時，可認為這兩種組織的信號差異足夠大[16]，且是能夠被區(qū)分開的，是可見的區(qū)域。本研究中所統(tǒng)計的像素在滿足對比度要求后才能被認為是有效的，需要通過統(tǒng)計幅值、相位以及SWI數(shù)據(jù)計算后得到的有效像素N，比較不同條件下目標組織的像素數(shù)量。另外，為了更加直觀地對比目標組織的圖像倍增情況，定義倍增因子Rs為目標模型倍增后的有效像素數(shù)量以及實際像素數(shù)量之比，其表達式為

(19)

式中，N0表示設定組織在圖像中的實際像素數(shù)量。

2 結果

計算機模擬實驗通過Matlab編程實現(xiàn)，建立模型來模擬磁化率差異引起的磁場以及MR信號的改變，評估磁敏感倍增成像效應。

圖1～圖4都是基于計算機模擬所獲取的數(shù)據(jù)變化關系。其中，圖1與圖2的各圖像矩陣大小皆為128×128。圖1顯示的是半徑為1 voxel的目標模型隨著磁化率(susceptibility)以及回波時間(echo times)的改變，MR信號幅值與相位圖像的變化，磁化率為0.2×10-6～1×10-6，回波時間為10～30 ms，(a)是信號的幅值圖像，(b)是相位圖像，相位圖的色標范圍是-6～8，單位是弧度。圖2顯示的是半徑為1 voxel的目標模型隨著磁化率及回波時間的改變，SWI信號圖像以及磁場變化ΔB圖像，磁化率與回波時間變化與圖1一致，其中(a)是SWI圖像，(b)是磁場變化圖ΔB，色標范圍是(-2.9～3.5)×10-6，單位是T。

圖1 模擬實驗模型幅值與相位圖對比。(a)幅值圖像；(b)相位圖像Fig.1 Comparison of the simulation model in magnitude and phase map. (a) The magnitude map；(b) The phase map

圖2 模擬實驗模型SWI圖與磁場改變ΔB對比。(a)SWI圖像；(b)磁場變化ΔB圖像Fig.2 Comparison of the simulation model in SWI and ΔB map. (a)The SWI map；(b) The map of the changed field ΔB

圖3展示的是目標模型隨磁化率的改變，其像素數(shù)量在幅值、相位以及SWI數(shù)據(jù)中的變化趨勢。根據(jù)目標模型半徑的大小不同(分為0.5、1.0、2.0 voxel)共分為3組，每個圖像中同時包括5組回波時間的數(shù)據(jù)變化，包括10、15、20、25、30 ms。另外，通過觀察幅值、相位以及SWI數(shù)據(jù)計算，得到的像素數(shù)量對比的結果，發(fā)現(xiàn)隨著磁化率的增加，像素數(shù)量在變化過程中出現(xiàn)了多個“平直線”。例如在10 ms下，1 voxel半徑的模型在磁化率為(0.10～0.14)×10-6時檢測到的像素數(shù)量都為1個voxel；在(0.16 ～0.38)×10-6時，檢測到的像素數(shù)量為2個voxel；而后在(0.40～0.72)×10-6、(0.72～0.82)×10-6和(0.84～1.1)×10-6時，分別檢測得到的像素數(shù)量為4、6和8個voxel，呈現(xiàn)階段上升趨勢。在0.5 voxel時，SWI數(shù)據(jù)中像素數(shù)量的變化明顯大于幅值與相位中的改變，但隨著物理大小的增加，像素數(shù)量的增幅放緩。圖4展示的是目標模型在不同條件下倍增因子的對比，同樣根據(jù)模型半徑大小的不同劃分為3組，每個圖像中包含3組不同磁化率值的模型變化(0.2×10-6、0.5×10-6、1×10-6)。在整體觀察幅值、相位及SWI數(shù)據(jù)的計算結果后發(fā)現(xiàn)，隨著回波時間的增加，倍增因子為波動上升的趨勢。例如，幅值數(shù)據(jù)中回波時間為10 ms、模型半徑為1 voxel時，磁化率為0.2×10-6和0.5×10-6情況下的倍增因子分別為0.4和0.8，而在磁化率為1×10-6情況下的倍增因子達到1.6。隨著回波時間的增加，倍增因子整體呈現(xiàn)震蕩上升的趨勢，同時發(fā)現(xiàn)模型半徑越大，幅值與相位的倍增因子變化趨勢越接近線性，并且在同樣的條件下，相位數(shù)據(jù)的倍增因子更大。例如，在回波時間為10 ms、半徑為1 voxel的目標模型下，幅值在磁化率為1×10-6時倍增因子為1.6，相位數(shù)據(jù)達到了4.8，而SWI數(shù)據(jù)的倍增因子則達到了8.6。對比不同半徑模型后發(fā)現(xiàn)，在半徑為0.5 voxel時，SWI數(shù)據(jù)倍增因子最高達到51，幅值與相位分別是8和24，而隨著半徑的增加，SWI的倍增因子變化相對較小。

圖3 模擬實驗模型在不同回波時間和模型半徑條件下的像素數(shù)量對比(每行從左至右模型半徑分別為0.5、1.0、2.0 voxel)。(a)幅值數(shù)據(jù)；(b)相位數(shù)據(jù)；(c)SWI數(shù)據(jù)Fig.3 Comparison of the number of pixels under the different echo times and model radius (The model radius of each line of the figure is 0.5, 1.0, 2.0 voxel from left to right). (a)Magnitude data; (b)Phase data; (c) SWI data

圖4 模擬實驗模型在不同磁化率和模型半徑條件下的倍增因子對比(每行從左至右模型半徑分別為0.5、1.0、2.0 voxel)。(a)幅值數(shù)據(jù)；(b)相位數(shù)據(jù)；(c)SWI數(shù)據(jù)Fig.4 Comparison of the blooming factor under the different susceptibility and model radius (The model radius of each line of the figure is 0.5, 1.0, 2.0 voxel from left to right). (a)Magnitude data; (b)Phase data; (c) SWI data

體外實驗在7.0 T高場磁共振中進行，以不同鐵濃度的SPIO溶液作為實驗試劑，背景組織設定為瓊脂，模擬磁化率差異，通過SWI成像，對比不同參數(shù)條件下目標模型的成像結果。圖5展示的是體外實驗SWI圖像與數(shù)據(jù)的對比，(a)～(c)、(d)～(f)分別代表直徑為0.3和0.46 mm下的圓柱模型SWI信號強度圖像以及數(shù)據(jù)對比。實驗試劑的鐵濃度包括0.2、0.5和1 mg/mL以及PBS溶液(作為對照組成像對比，對應鐵濃度為0)，回波時間為10、15及20 ms。根據(jù)對比圖像顯示，PBS溶液在SWI中呈高亮信號，而SPIO試劑在SWI圖像中顯示低信號。整體觀察發(fā)現(xiàn)，隨著SPIO濃度及回波時間的增加，SPIO試劑模型與對照組PBS相比，像素數(shù)量及倍增因子隨之增大，0.3與0.46 mm直徑模型的目標組織像素數(shù)量最大值分別為106和215，倍增因子對應為13.25和10.75。

圖5 體外實驗SWI圖像與數(shù)據(jù)對比(每行由左至右分別是SWI圖像對比、像素數(shù)量對比和倍增因子對比)(a)0.3 mm直徑圓柱模型；(b)0.46 mm直徑圓柱模型Fig.5 Comparison of SWI images and data analysis in ex-vivo experiment(Each lines of the figure display the comparison of SWI images, the number of pixels and the blooming factor from left to right). (a) The diameter of 0.33 mm cylinders; (b) The diameter of 0.46 mm cylinders

圖6展示的是體外實驗B0場分布及其數(shù)據(jù)對比與分析，其中(a)、(c)分別為不同鐵濃度的0.3和0.46 mm直徑的圓柱模型的B0場分布，而(b)、(d)則是不同濃度模型中對應的試劑區(qū)域內(nèi)局部B0場的歸一化值對比。在0.3 mm直徑的圓柱模型中，4個不同鐵濃度試劑區(qū)域中所對應的局部B0場的均值歸一化后分別為0.04、0.47、0.68、0.86，背景瓊脂為0.16(虛線)；在0.46 mm直徑的圓柱模型中，4個不同鐵濃度試劑區(qū)域中所對應的局部B0場的均值歸一化后分別為0.06、0.51、0.65、0.89，背景瓊脂為0.1(虛線)。接下來，筆者利用中心二階多項式擬合數(shù)據(jù)結果，得到(b)、(d)中的結果趨勢。

圖6 體外實驗B0場分布的對比與分布(左邊為B0場分布對比，右邊為歸一化后B0場數(shù)據(jù)對比)。(a)0.3 mm直徑圓柱模型；(b)0.46 mm直徑圓柱模型Fig.6 Comparison of B0 map and data analysis in ex-vivo experiment(The left figure is the comparison of the B0 map and the right figure is the comparison of the normalized B0 field data). (a) The diameter of 0.33 mm cylinders; (b) The diameter of 0.46 mm cylinders

3 討論

由于組織間的成分與結構的差異，磁化率往往各不相同，這種不同組織間的磁敏感性差異在高場磁共振中往往會導致B0場的局部不均勻性。此時，給予一定的成像條件，磁敏感物質(zhì)會出現(xiàn)成像倍增的客觀現(xiàn)象，這種現(xiàn)象被稱為磁敏感倍增成像效應。作為SWI技術的成像基礎，研究磁敏感倍增成像效應在不同條件下的變化規(guī)律十分重要。

針對上述問題，本課題開展了磁敏感倍增成像效應的相關研究，采用目標組織像素數(shù)量N和倍增因子Rs作為評價指標，改變磁化率值、回波時間、空間大小等因素，分別建立評價指標與各變化因素之間的關系曲線，分析在不同參數(shù)條件下的磁敏感倍增成像效應在重建圖像中的變化規(guī)律。實驗結果表明：隨著磁化率的增加，回波時間越大，磁敏感倍增成像效應所帶來的成像倍增越明顯；組織模型越小(對應模型半徑越小)，磁敏感倍增成像效應也越顯著。質(zhì)子的頻移是引起磁敏感倍增成像效應的重要因素，磁化率的差異會導致局部磁場的不均勻，引入額外的擾動場ΔB，結合實測結果中B0場的分布(見圖6)可見，隨著鐵濃度的增加，對應的磁化率同樣增加，感興趣區(qū)域內(nèi)局部B0場隨之增大。結果表明，隨著磁化率的增加，這種局部磁場的不均勻性越來越大，在圖像重建中會導致點x映射至x′(見式(13))，這種映射位置的偏移最終表現(xiàn)為重建圖像中目標組織的“成像倍增”。上述結果與SagarBuch等[14]的研究結果相似，即圖像檢測到的目標組織像素數(shù)量與磁化率成正比。

高場磁共振的磁場環(huán)境放大了B0場的局部不均勻性，因此有效地利用磁敏感倍增成像效應，可以檢測磁敏感性組織的細微變化，如腦出血點，通過倍增效應能夠提高腦出血點的檢出率[13，15，19]，另外有研究指出，鐵含量可能與許多神經(jīng)系統(tǒng)疾病有關，同時隨著年齡增長也會產(chǎn)生可測的變化[20-22]。這種變化同樣會導致組織磁敏感性的改變，在高場中利用該效應可以捕捉到這種細微的改變，能夠定性地反映組織生理狀態(tài)。因此，對于某些神經(jīng)系統(tǒng)疾病來說，磁敏感倍增成像效應也能夠很好地發(fā)揮作用，有望應用于病灶的早中期診斷中。

4 結論

本研究結合計算機模擬與體外實驗，較為系統(tǒng)地開展了磁敏感倍增成像效應研究，以目標組織像素數(shù)量以及倍增因子為評估指標，探究了磁化率值、回波時間以及物理大小與磁敏感倍增成像效應之間的關系。研究發(fā)現(xiàn)，隨著磁化率的增加，回波時間越大，磁敏感倍增成像效應所帶來的成像倍增越明顯；組織模型越小(對應模型半徑越小)，磁敏感倍增成像效應也越顯著。在本研究中，僅分析了磁場強度為7.0 T下的磁敏感倍增成像效應的變化規(guī)律，忽略了磁場強度方向所帶來的影響，在今后的研究中還需考慮其他更高的場強下所引起的特異性變化，并進一步考慮多磁場方向下的磁敏感倍增成像效應的變化規(guī)律。本研究的結果為推動SWI成像技術的發(fā)展以及疾病的早期檢測提供了重要的參考信息。

(致謝：感謝南方醫(yī)科大學中心實驗室提供7.0 T布魯克動物磁共振設備，同時感謝任永焱幫助進行體外磁共振掃描實驗)