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超极化氙磁共振成像中的故障排除与质量保证：高质量图像采集的工具

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DOI：

10.3791/65972

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2024年1月5日

 ,  , 
1Roy Blunt NextGen Precision Health Center, University of Missouri, 2Chemical and Biomedical Engineering, University of Missouri, 3Radiology, School of Medicine, University of Missouri

本文内容

摘要

本文介绍了一种获取高质量超极化氙-129磁共振图像的实验方案，涵盖硬件、软件、数据采集、序列选择、数据管理、k空间利用以及噪声分析。

摘要

超极化（HP）氙磁共振成像（129Xe MRI）是一种近期获得美国食品药品监督管理局（FDA）批准的成像技术，可通过吸入氙气产生高分辨率图像，用于肺功能研究。然而，129Xe MRI 的实施具有独特挑战性，因其需要专门的超极化硬件与设备、氙成像线圈及其配套软件、多核磁共振成像序列的开发与编译，以及所采集数据的重建与分析。若缺乏足够的专业知识，这些任务可能令人望而生畏，且无法获取高质量图像的情况不仅令人沮丧，而且代价高昂。 本文介绍了一些适用于 129Xe MRI 实施单位的质量控制（QC）规程、故障排查方法以及实用工具，有助于获取优化的高质量数据和准确结果。本文首先概述实施 HP 129Xe MRI 的整体流程，包括超极化实验室的建设要求、129Xe MRI 线圈硬件与软件的配置、数据采集与序列设计的考虑因素、数据结构、k空间与图像特性，以及信号与噪声特性的测量。在上述每个必要步骤中，均可能存在导致图像质量下降或成像失败的错误、挑战和不利情况，本论述旨在解决其中一些常见问题。特别是，识别并表征所采集数据中的异常噪声模式对于避免图像伪影和低质量图像至关重要；本文将提供实例，并讨论相应的缓解策略。我们的目标是为新开展 129Xe MRI 的单位简化实施过程，同时提供一些实时故障排查的指导原则与策略。

引言

一个多世纪以来，肺功能评估主要依赖于肺量计和体描法提供的整体测量指标。然而，这些传统的肺功能检查（PFTs）在捕捉早期疾病区域特征及肺组织细微变化方面存在局限性1。利用吸入放射性示踪剂的核医学技术已广泛用于评估常与肺栓塞相关的通气/灌注不匹配情况，但该方法涉及电离辐射，且分辨率较低。相比之下，计算机断层扫描（CT）已成为肺部成像的金标准，其空间和时间分辨率明显优于核成像2。尽管低剂量CT扫描可降低辐射暴露，但仍需考虑潜在的辐射风险3,4。由于肺组织密度低且信号衰减迅速，质子磁共振成像（MRI）在肺部应用较少，尽管近期技术进展可在信号可能较弱的情况下仍提供功能信息。另一方面，超极化氙磁共振成像（HP 129Xe MRI）是一种非侵入性成像方式，可实现具有区域特异性的肺功能成像5,6。该技术可使升量级的气体产生高度非平衡的核磁化。随后，受试者在磁共振扫描仪内单次吸入这种惰性气体，并由扫描仪直接成像。因此，成像对象是吸入的气体本身，而非肺组织。该技术已被用于评估多种疾病的肺通气情况，包括哮喘、慢性阻塞性肺疾病（COPD）、囊性纤维化、特发性肺纤维化、2019冠状病毒病（COVID-19）等3。2022年12月，HP 129Xe MRI获得美国食品药品监督管理局（FDA）批准，作为磁共振成像通气对比剂，用于美国12岁及以上成人和儿科患者7。目前，临床医生可利用129Xe MRI为患者制定更优或个体化的治疗方案，从而提升诊疗水平。

传统上，临床磁共振成像（MRI）仅专注于成像在几乎所有人体内脏中大量存在的氢核（质子）。MRI 扫描仪、成像序列及质量控制通常由扫描仪制造商根据现场许可和保修条款负责维护。然而，129Xe 成像需要具备多核功能的磁共振扫描仪，并且需要专门的研究团队来运行超极化设备、定制的射频（RF）线圈、专用脉冲序列以及离线重建/分析软件。这些组件可由第三方供应商提供，也可由研究机构自行研发。因此，质量控制的责任通常落在 129Xe 研究团队身上，而非扫描仪制造商或个别第三方。因此，持续获取高质量的 129Xe 数据具有独特挑战性，因为 129Xe MRI 流程中的每个组件都可能引入误差，必须由 129Xe 团队密切监控。这些情况不仅令研究人员极为困扰——他们必须排查并调查可能出现问题的各种原因，而且可能带来高昂成本，因为这会减缓患者成像和受试者招募的进度。与故障排查相关的成本包括 MRI 使用时间费用、129Xe 的超极化过程（涉及多种气体的消耗）以及材料的使用。此外，随着近期美国食品药品监督管理局（FDA）的批准以及 129Xe 成像技术的发展，制定标准化的质量控制方案对于避免 129Xe 操作中的常见问题和延误显得尤为必要8,9。

本文介绍129Xe MRI中一些较为常见的问题，包括射频线圈故障、出现多种导致信噪比（SNR）降低的噪声模式，以及图像质量差等问题10。我们旨在提供一些简明的质量控制（QC）指南和操作规程，以确保获得高质量的图像数据，并解决129Xe MRI中可能出现的一些常见问题。本文提供的见解同样适用于超极化氦-3成像问题的排查。

方案

以下方案遵循密苏里大学人类研究伦理委员会制定的指南和标准，确保研究的伦理实施以及参与者的权利、安全和福祉得到保护。

注意：为确保超极化氙气磁共振成像研究的可靠性和准确性，必须对所获得的图像进行严格表征，遵循全面的实验方案，并采用有效的故障排除策略。成像过程包含多个步骤：气体超极化、129Xe 线圈/扫描仪通信、129Xe 波谱分析、数据采集、数据重建以及图像分析。本方案首先详细讨论这些步骤，并强调为优化成像过程所必需的注意事项和故障排除策略。通过遵循这些操作流程并结合专家级的故障排除方法，研究人员可优化成像过程，并克服在超极化氙气磁共振成像研究中可能出现的各种挑战。随后，我们将探讨在多种数据欠佳情况下常见的故障处理方法。

1. 全面进行下丘脑-垂体-性腺轴 MRI 研究的关键步骤

本文简要概述了典型的超极化129Xe成像检查过程中涉及的步骤。129Xe临床试验联盟的详细操作规范见Niedbalski等人的研究11。

  1. 129氙气超极化
    1. 确保 129根据制造商指南或针对定制极化器的实验室特定方案，设置并运行Xe超极化装置。
    2. 采用核磁共振（NMR）技术对HP的代表性样品进行T1弛豫时间测量 129在30 mT的稳定磁场中，1 L气体剂量袋中的Xe气体在HP测量站的T1应为 > 45 分钟
      注意：完成偏振测量后，HP 129Xe剂量袋应置于HP测量站的磁场内，以维持其极化状态，直至准备运往MR扫描仪。极化状态将按以下规律衰减12,
      指数衰减公式 \(P(t)=P_0e^{-t/T_1}\)，物理计算示意图。     (1.1)
      其中，P(t) 表示在时间 t 的极化强度，P0 为初始极化，且 T1 是磁化衰减速率（不考虑激发引起的极化损耗）。
  2. 测量气体传输导致的极化损失
    1. 确保从氙气收集点到进行成像的磁体室之间有直接且高效的路径。
    2. 在运输超极化氙气过程中应尽量减少延迟，以维持其极化度，因为一旦离开T1保护性磁场，极化度会迅速衰减。若运输过程中极化度下降达到或超过20%，应使用磁屏蔽手提箱。
    3. 避免运输路径上存在无关的射频信号（如读卡器、激光器、不锈钢板等），因为这些信号可能导致偏振损耗。
    4. 测量HP的初始剂量当量（DE） 129运输前的Xe气体。DE由下式给出 11,
      DE方程：DE = f₁₂₉ × P₁₂₉ × Vₓₑ；科学计算公式。     (1.2)
      其中 f129 各向同性组分 129Xe P129 是 129Xe 原子核自旋极化，以及 VXe 是氙气的总体积。
    5. 将气体从测量站输送至磁体孔径内，再沿相同路径返回至偏振测量站。在完成往返运输后再次测量DE，以量化气体运输过程中预期的信号损失。若运输路径中无额外射频信号干扰，预计的极化度将 closely遵循公式1.1中所述的T1衰减曲线。
  3. 多核（129Xe MRI线圈
    1. 放置 129将Xe线圈正确放置于磁体中，以确保适当的取向。若使用正交线圈，应避免反相正交激发，因其可能导致成像体积中心区域信号显著下降。
      注意：氙气线圈应能适应不同胸围尺寸，以应对受试者之间以及不同呼吸阶段线圈调谐/负载的差异，从而导致扫描过程中施加的翻转角存在可变性。
    2. 通过指定接口将线圈插头与磁共振系统建立牢固的物理连接，并配置线圈软件以设定允许的原子核（129Xe（在本例中）。
    3. 将磁共振扫描仪上精确定义的质子共振频率除以 3.61529，以获得氙的共振频率11.
    4. 表征线圈参数（最大发射幅度、发射器参考幅度、比吸收率-SAR）。
  4. 测量 129Xe 光谱学
    1. 制备热极化129-氙体模。
      1. 将玻璃压力容器连接至充满氙气的气袋，确保气袋尺寸和氙气体积与容器容量相匹配。
      2. 将压力容器浸入少量液氮（LN₂）中2）以允许氙气扩散和冷冻（参见 图1).
      3. 在氙气于容器内形成冻雪后将容器密封，随后使其融化，从而对容器加压。计算容器内的压力：P = (V血管 + V袋)/V血管 其中 V血管 是容器的体积，V袋 是袋中氙气的体积。
        注意：与超极化气体（HPG）气袋不同，热极化气体 129Xe容器无需用惰性气体吹扫除去氧气或进行真空抽气，因为额外的氧气会缩短氙的T1- 在热极化体模中具有良好的效果。此外，必须确保容器内的气体压力不超过制造商规定的压力限值。使用体模时 129Xe气体，可在MRI控制台上测量氙的频率。用于质量保证的商用氙仿体也已提供。13.
    2. 使用热极化氙仿体检测峰值频率。
      1. 将氙气模体放入 129Xe线圈并将其放置得类似于装载患者的状况，因为线圈几何形状的差异会显著改变施加于模体的B1场图2).
        注意：建议同时加载合适的水模，以正确加载线圈。
      2. 使用质子频率进行扫描，因为某些扫描仪在没有初始质子频率定位像的情况下可能不允许进行多核扫描。
      3. 使用宽带发射脉冲（如可用）、高带宽和高分辨率读出实验，以准确定位氙的频率峰。宽带脉冲可激发较宽范围的频率，确保能够检测到氙的核磁共振信号。
      4. 一旦检测到清晰的峰，记录其频率至完整精度，并在新频率下以低带宽（约1000 Hz）重复实验，以最大化信噪比（SNR）和峰频率的精度。图3).
      5. 一旦检测到信号良好且强度理想的峰，即保存该方案以用于后续的质量控制测试。
        注意：线圈在扫描仪中的精确定位可提供基线波谱扫描，未来可重复该设置，以便在信噪比（SNR）下降时识别新出现的问题。该模体本身可直接成像，但可能需要多次采集以获得足够的信号用于图像重建，且由于通常需要更高的翻转角，可能无法准确反映可达到的信噪比。使用预先制备的超极化氙气袋是测试目标成像方案的最佳选择 体内 成像参数
  5. HP 129使用测试袋进行氙成像
    1. 使用少量 HP 129Xe>300 mL）用于成像，该样品浓度适宜且无氧。
    2. 测量 129成像前立即准确进行氙气去极化。
    3. 设置测试成像方案以反映预期目标 体内 尽可能接近参数11.
    4. 获取并保存氙气袋的图像，作为扫描仪性能的基线测量。
    5. 测量并记录所获取图像的信噪比（SNR）以及所有扫描参数和氙气DE。二维GRE扫描的可接受信噪比可能因机构而异，但通常应达到约30或更高，后续图像分析的最低阈值为15。11.
    6. 为测量翻转角（flip angle, FA）α，执行一次全容积扰相梯度回波扫描，其中视野（FOV）被连续成像两次（翻转角约为 8-10°），采用相同的序列参数，并确保第一幅图像结束与第二幅图像开始之间无间隔。测量两幅图像在直流偏移处的信噪比 S0 和 S1，统计相位编码步数 n，并按以下公式计算翻转角图 14:
      α 反余弦公式，静力平衡计算，数学方程图示      (1.3)
      注意事项：常见参数包括 体内 HP 129Xe MRI 以及一种更为复杂但高度精确的翻转角校准方法（多脉冲/采集实验）见 Niedbalski 等人的研究。11.
  6. 体内 HP 129氙成像
    1. 向受试者提供关于屏气技巧的适当指导，并在引入HP之前，让受试者先使用空气袋练习吸气操作 129氙气袋
    2. 指导受试者先用室内空气进行一系列呼气和吸气，随后吸入一次高浓度氧气 129氙气、屏气及扫描启动（一种常用方法）。密切监测受试者胸部运动，以确保呼吸与所给指令保持同步。
      注意：目前在屏气操作中采用多种指导方法，未来的一项协作组论文可能会就此达成共识声明。
    3. 使用鼻夹以防止在屏气期间通过鼻腔吸入气体。
    4. 屏气成像后，指导受试者进行深呼吸，以清除肺部的氙气并缓解任何暂时性副作用11.
    5. 对于开展溶解相氙成像研究的研究者，需注意受试者的吸入气体体积可能会显著影响所获取的溶解相数据15.
  7. 数据重建与分析
    1. 从扫描仪导出“原始”数据，通常以按读出采集顺序排列的复数数据列表形式呈现。
    2. 对于直线采样的k空间轨迹，每个复数数据点对应于二维（2D）或三维（3D）k空间中的一个整数频率。使用快速傅里叶变换（FFT）对直线轨迹进行图像重建。
    3. 对于非直线轨迹数据（例如径向或螺旋数据），在进行后续快速傅里叶变换（FFT）之前，需对数据执行“网格化”处理，以将复数数据插值或卷积至整数数据 bin 中。如有必要，在执行网格化前应先检查数据，以确保准确性并避免潜在的伪影。
      注意：由于扫描仪会根据已知的梯度非线性行为对重建图像进行进一步校正，因此对原始k空间数据进行傅里叶变换（FFT）所得图像可能与扫描仪重建的DICOM图像相似但并不完全相同。这些效应通常较小，但在扫描成像体积的边缘区域可能更为明显，尤其是在对肺等较大器官成像时。建议在后处理中使用扫描仪重建的图像（如可获取）。

2. 故障排除步骤

注意：尽管本方案概述了超极化129Xe MRI 中的一些质量控制（QC）步骤，但由于可能出现的突发问题、异常情况和挑战，仍可能需要进行故障排查。流程中的任何错误或操作失误都可能产生连锁效应，影响后续步骤，导致图像缺失或图像质量低下，表现为信号强度低、噪声水平高，甚至完全无信号。为应对这些挑战，应采用系统性的策略，对问题进行详细识别和深入分析。

  1. 用于质量控制的 HP 129Xe 气体剂量袋制备
    1. 精确制备用于对照的氙气袋中的氙气量，并记录其中可能混入的氮气。
    2. 在 MRI 扫描仪中对氙气袋成像，并在成像前后进行准确的极化度测量，以实现可靠的比较。
    3. 所有质量控制扫描均使用相同的成像序列，以便进行可靠比较。
    4. 在完成所有质量控制扫描前后记录氙气的 DE 值，以便未来进行比较。
  2. 系统性噪声表征
    1. 为质量控制目的建立对照噪声谱。使用特定的定制二维梯度回波（2D GRE）序列，该序列应包含较大的视野（FOV；400–500 mm）以捕获区域内的最大信号，较高的每像素带宽（尽可能高或至少 >50 kHz）以识别邻近的噪声共振，以及尽可能低的重复时间（TR）和回波时间（TE）11,13。使用氙气背心或环形线圈获取噪声谱的质量控制数据。
    2. 在线圈中无样品（HP 129Xe）的情况下获取图像。该图像将用于表征噪声谱。
    3. 检查所获取的噪声数据，特别是 k 空间数据，寻找非高斯成分，例如尖峰、模式或离散化/分箱值。
    4. 通过将所获取的实部/虚部数据与合成的高斯数据集（使用适当的随机数生成函数）进行对比绘制成 QQ 图，两个数据集应具有相同的均值、标准差和向量长度，并均按从小到大排序。QQ 图中偏离直线 y = x 的情况表明所获取数据中存在非高斯成分，需进一步调查。（图 4）
      注意：分位数-分位数图（QQ 图）可用于判断两个数据集是否具有相似的分布。将数据与正态分布数据集进行比较，可评估其分布是否为高斯分布。本方案假设在无样品时，k 空间的实部和虚部近似服从高斯分布。
    5. 使用合适的图表识别噪声分布模式及潜在离群值（必要时可采用肖维奈准则16）。
    6. 根据噪声特征将其分类为规则噪声和不规则噪声（见步骤 2.3 和 2.4）。
      注意：规则噪声指在读出或 k 空间数据中周期性出现的模式。不规则噪声则表现为相对随机的形式，通常强度较高，无明显的时间规律，但其分布并不像不可避免的热噪声那样呈现高斯分布。
  3. 规则噪声检测
    1. 为排除扫描仪作为噪声源的可能性，使用标准场地协议获取图像，同时禁用各种脉冲序列参数并关闭电子组件。例如，若某一特定梯度线圈发出噪声，则应在运行扫描前关闭该梯度电源，以检查噪声是否消失。
      注意：关闭梯度电源通常需要高级访问权限进入扫描仪控制台，可能需要服务工程师在场。最终，应运行一个仅多核磁共振波谱仪工作，而梯度未通电、无射频输出的序列，以确定噪声问题是否源自这些组件。
    2. 排除房间内的噪声源，并随后识别规则噪声的潜在来源。
      注意：可能的噪声源包括电子元件，如造影剂注射器、编码按钮、传感器、生命体征监护仪、扫描仪组件（例如定位激光器、床体机电装置、风扇、照明灯）或控制台与磁体墙之间的波导。
    3. 使用调谐至 129Xe 频率的简单表面环形线圈，在磁体室内“嗅探”噪声源。将氙气线圈元件物理靠近潜在的问题设备，并运行测试序列（见步骤 2.2.1）以检测放大的噪声。
    4. 检查 k 空间和图像数据，精确定位相干噪声的来源。
    5. 若识别出特定噪声源，尝试将其关闭，或用铝箔/闪接片或铜网覆盖，以降低噪声。
    6. 在关闭或屏蔽噪声源后重新运行扫描，观察噪声是否消除。持续此过程，直至所有噪声源被排除，仅剩低均方根（RMS）的高斯噪声。
  4. 不规则噪声检测
    1. 将不规则噪声识别为 k 空间单个像素中实部或虚部通道内信号异常高或低的“尖峰”。
      注意：k 空间尖峰常导致图像出现条纹或“灯芯绒”样图案（图 5）。k 空间数据中出现高值或尖峰会常导致图像空间中出现条纹图案。此现象通常与梯度相关问题有关。
    2. 通过识别导致条纹图案的方向（图 5），排除 X、Y 或 Z 梯度的潜在问题。在不同的相位编码方向进行成像，包括前-后、头-足和左-右方向。
    3. 系统性地检查各方向的成像结果，确定具体是哪个梯度方向导致了条纹图案。如有需要，联系场地的临床工程师，选择性启用或禁用单个梯度，以识别任何噪声尖峰的来源。
  5. 无信号
    注意：在 HPG MRI 研究中，若采集后未观察到信号，可采取系统性故障排查方法。以下是一些建议，
    1. 验证氙气线圈及其连接。
      1. 确保 MRI 扫描仪中已选择氙气线圈并正确连接。
      2. 扫描过程中患者移动可能导致线圈断开，因此需仔细检查线圈连接。
      3. 检查 MRI 扫描仪门是否已牢固关闭，因为门未关紧可能导致外部射频进入磁体室。
      4. 对氙气模体进行波谱分析（见第 1.4.2 节），并从波谱中验证氙峰高度和噪声基底。使用 90° 翻转角以确保出现氙峰。计算与 90° 激发相关的最大信号，并将电压/功率与质量控制扫描结果进行比较。
    2. 评估氙气线圈。
      1. 准备一小袋氙气，并在测量站测量其极化度。
      2. 使用简单的二维梯度回波（2D GRE）扫描对 HP 129Xe 气体袋成像，参数如下：较高的翻转角为 90°（如有必要可调整脉冲持续时间，因脉冲持续时间决定发射带宽 [BW]），基于之前模体质量控制结果设置参考电压，采用高视野（FOV）和低带宽（BW），同时保持基础分辨率较低。
      3. 再次在测量站测量极化度。若极化度未显著下降，则提示氙气线圈发射器或放大器可能存在故障。
        注意：在此过程中，极化度会因 T1 弛豫而逐渐下降，无论氙气背心线圈的激发脉冲是否成功。因此，建议使用高 90° 翻转角，以观察激发脉冲引起的足够极化度衰减，从而排除氙气线圈发射功能问题。若极化度显著下降，但图像中未检测到信号，则表明氙气线圈接收端存在问题。
    3. 综合分析
      1. 分析 k 空间和图像空间数据，检查是否存在异常或不一致。
      2. 将所获取数据与先前扫描或参考数据进行比较，识别潜在差异或偏差。
  6. 数据离散化
    1. 检查是否存在数据离散化现象（图 6）。
      注意：当扫描仪波谱仪记录线圈电压时，信号会被放大至适当水平，以充分利用波谱仪的动态范围并实现最高保真度。信号根据读出带宽在时间上被离散化，带宽与数据点驻留时间成反比；记录的模拟电压值则根据波谱仪的位深度被数字化为离散的信号“分箱”。为使输入信号充分覆盖整个位深度，用户必须提供正确的线圈电压/放大/缩放值。在某些扫描仪上，必须先在目标频率执行准备脉冲才能进行成像扫描——这一过程在超极化研究中必须避免，因为额外射频会降低极化度并延长屏气时间。若波谱仪校准不当或未能充分放大信号，所记录的数据可能被粗略离散化——仅有少量幅度分箱被数字化数据点填充。数据离散化还可能因引入量化误差和细节丢失而影响信息内容。此外，数据离散化还可能引入伪影、降低信噪比（SNR），并限制对生理变化进行准确分析的能力。重要的是，k 空间数据的粗略离散化可能并不会阻止生成看似满意的图像（图 6）。
    2. 优化采集参数并采用适当的重建算法，以减少数据离散化。
    3. 改进硬件，并采用更高采样率、先进插值方法和噪声抑制策略等技术，以减轻数据离散化的负面影响。

结果

图4展示了在噪声扫描上进行的噪声表征分析结果。该图显示了规则噪声和不规则噪声对k空间的影响，其中可观察到与理想参考线y=x的偏离情况。规则噪声在k空间中形成连续的模式，而不规则噪声则在QQ图中产生高值离群点。

接下来介绍图5，该图展示了使用HPG MRI获取的一系列肺部图像。上排显示了图像空间中的示例，包括参考扫描图像、受规则和/或不规则噪声影响的肺部图像，以及无信号的图像。下排展示了相应的k空间模量表示。

在图5A中，k空间中心出现一个明显的亮斑，表明肺部信号清晰且噪声较低。相反，图5B显示图像中分布有规则的噪声（高斯噪声）。在图5C中，可见不规则噪声，在k空间中产生高幅值尖峰，并在图像空间中形成条纹状图案。图5D展示了一种同时存在规则噪声和不规则噪声的情形，影响了肺部图像的质量。最后，图5E表示在所获取的肺部图像中未检测到任何信号。

图6 展示了粗略数据离散化与适当缩放的k空间数据的对比。在计算信噪比（SNR）后可以明显看出，离散化数据表现出较低的信号水平。

氙气加压装置，玻璃管置于液氮杜瓦瓶中，示意图与实物照片，化学技术。
图1：制备氙气模型的示意图。 将压力容器置于少量液氮中，使氙气在约 -203.15 °C（70 K）下冻结。将一袋129Xe直接连接至容器。当氙气扩散进入容器时，接触到低温容器壁后即发生冻结，形成类似雪状的固态结构。完全冻结后，密封容器，随后让氙气逐渐融化，导致容器内部压力升高。请点击此处查看该图的放大版本。

使用¹H和¹²⁹Xe模体及背心式线圈的磁共振波谱成像装置，用于成像研究。
图2光谱学实验装置 (A129-氙气模体置于两个质子模体之间，三者均被封装于一个内部 129Xe 背部线圈。B用绑带固定氙气背心线圈。C将组装好的部件插入磁体的孔径中进行定位。 请点击此处以查看此图的放大版本。

信号分析，可变带宽激发，频率响应图，4000-12000 Hz 比较。
图3：在恒定氙频率（34,081,645 Hz）下，信号响应与可变带宽激发的关系。 带宽增加会导致噪声基底升高。请点击此处查看该图的放大版本。

噪声分析：K空间图、直方图、QQ图展示噪声水平；数据拟合结果。
图4：三种类型的噪声扫描：可接受噪声、规则噪声和不规则噪声。（A）图A展示了每种噪声模式的k空间模量表示，其中规则噪声呈现条纹模式，而不规则噪声显示为尖峰（亮斑）。（B）每次噪声扫描k空间数据实部和虚部的直方图。（C）k空间数据实部/虚部的QQ图，将采集到的数据集与具有相同均值和标准差的正态分布数据集按升序进行比较。红线代表y = x参考线。偏离该线的情况表明采集数据中存在非高斯成分。请点击此处查看该图的放大版本。

噪声对MRI扫描的影响；结合k空间数据分析的对比示意图。
图5：HPG 129Xe 肺部成像中不同噪声模式的示意图。 上排显示图像空间的示例，包括参考扫描图像、带有规则和/或不规则噪声的肺部图像，以及无信号的图像。下排显示对应的k空间模量表示。在含有信号的图像中，k空间中心出现一个亮斑，代表肺部信号。请点击此处查看该图的放大版本。

K空间图与信噪比，分析数字精度对磁共振图像的影响。
图6高/低数字精度影响的示意图 129Xe测试袋重建数据 对于高数字精度图像（上排），图像具有600的高信噪比，模量为55th K空间的一行显示了呈现数据精细细节的平滑曲线。然而，在低数字精度图像（底行）中，各个数据点被“量化”到覆盖信号范围的有限数量的数字层级上，导致重建图像的信噪比降低（SNR = 98）。该问题只能通过仔细检查原始信号数据才能发现，因为它并不会妨碍生成看似满意的图像。 请点击此处以查看此图的放大版本。

讨论

解决问题的能力 129Xe MRI 质量控制是一项必要技能，有助于实时缓解问题。在能够从单一供应商获得超极化气体基础设施并得到扫描仪制造商支持之前，这些质量控制任务完全由各独立实验室自行负责。本文旨在为读者提供在数据采集不理想这一不可避免情况下可采用的实用操作建议。尽管我们力求涵盖尽可能多的潜在问题，但仍存在许多其他挑战 129Xe MRI 与扫描仪制造商特定相关，由于知识产权限制，无法详细讨论。然而， 129Xe临床试验联盟，一个旨在开展多中心试验的科研社区 129Xe MRI，包含多个参与机构以及在实施操作方面富有经验的资深专家 129多平台与多软件环境下的氙磁共振成像17建议就本文未涵盖的任何实施和/或故障排除问题，联系任一参与该站点的人员。

应定期对线圈进行性能检查，以早期发现信号减弱或噪声增加的迹象。这些检查包括检查线圈接口和内部连接，以及评估跌落或过重压力对线圈可能造成的影响。除了物理检查外，频繁比较波谱扫描结果也有助于识别线圈性能问题。由于磁共振成像系统的多核功能与质子设备共用组件，因此磁室内任何新引入的设备或仪器都应进行测试，以防止对氙频率造成潜在干扰。除技术因素外，还应注意实验操作中的细节，包括对受试者进行有效指导、确保与研究协调人员的清晰沟通，以及在质量控制扫描期间精确放置氙气袋。这些看似微小的细节不应被忽视，因为它们可显著提高图像质量和整体研究结果。

本文所述方案为研究人员提供了一个全面的框架，用于在成像过程中识别并解决潜在问题。通过系统地执行故障排查步骤，研究人员可优化图像质量，提高数据准确性，并推动超极化氙-129磁共振成像领域的发展。持续优化和调整这些故障排查策略，结合成像技术的进步，将有助于进一步提升超极化氙-129磁共振成像研究的质量与可靠性。

披露

Robert Thomen 已向 Polarean, LLC 提供咨询。

材料

本文使用的材料清单
姓名公司目录编号评论
偏振测量站 Polerean42881https://polarean.com/
带柱塞阀的压力容器Ace glass8648-85https://www.aceglass.com/html/3dissues/Pressure_Vessels/offline/download.pdf
特氟龙采样袋（Tedlar袋）Jensen inertGST381S-0707TJO  http://www.jenseninert.com/
氙气超极化仪 9820Polerean49820https://polarean.com/
氙气环形线圈临床磁共振解决方案公司（Clinical MR Solutions）定制设备https://www.sbir.gov/sbc/clinical-mr-solutions-llc
氙气背心式线圈临床磁共振解决方案公司（Clinical MR Solutions）定制设备https://www.sbir.gov/sbc/clinical-mr-solutions-llc

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超极化氙磁共振成像中的故障排除与质量保证：高质量图像采集的工具
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