Exploración de la dinámica de etiquetas del etiquetado de espín arterial selectivo por velocidad en el riñón
Mar 28, 2022
Contacto: Audrey Hu Whatsapp/hp: 0086 13880143964 Correo electrónico:audrey.hu@wecistanche.com
Isabell K. Bones, et al.
Objetivo:Se ha propuesto el etiquetado de espín arterial selectivo por velocidad (VSASL) pararenalperfusiónimágenes para mitigar los desafíos de planificación y los efectos de las incertidumbres del tiempo de tránsito arterial (ATT). En VSASL, la generación de etiquetas puede cambiar en el árbol vascular en función de la velocidad de corte. Aquí, investigamos la dinámica de la etiqueta y especialmente el ATT de VSASL renal y lo comparamos con una técnica de etiquetado de espín arterial pulsada espacialmente selectiva, recuperación de inversión alterna de flujo (FAIR).Métodos:Los datos de etiquetado de espín arterial se adquirieron en 7 sujetos, utilizando VSASL dual de respiración libre y FAIR con cinco retrasos posteriores al etiquetado: 400, 800, 1200, 2000 y 2600 ms. Las medidas de VSASL se adquirieron con velocidades de corte de 5, 10 y 15 cm/s, con dirección de codificación de velocidad anteroposterior. Señal ponderada de perfusión cortical, SNR temporal, cuantificadarenalse informó el flujo sanguíneo y el tiempo de tránsito arterial.Resultados:A diferencia de JUSTO,renalVSASL ya mostró una señal bastante alta en los primeros retrasos posteriores al etiquetado, para todas las velocidades de corte. La señal VSASL y la SNR temporal más altas se obtuvieron con una velocidad de corte de 10 cm/s en el retraso posterior al etiquetado=800 ms, que fue anterior al FAIR de 1200 ms. El ATT ajustado en VSASL fue menor o igual a 0 ms, lo que indica insensibilidad de ATT, que fue más breve que para FAIR (189 ± 79 ms, P < 0,05).="" finalmente,="" la="" cortical="">renalsangreflujo medido con velocidades de corte de 5 cm/s (398 ± 84 ml/min/100 g) y 10 cm/s (472 ± 160 ml/min/100 g) fueron similares al flujo sanguíneo renal medido con FAIR (441 ± 84 mL/min/100 g) (P > 0,05) con buenas correlaciones a nivel de sujeto.Conclusión:El marcaje de espín arterial selectivo por velocidad en el riñón reduce la sensibilidad de ATT en comparación con el método de marcaje de espín arterial pulsado recomendado, así como si se aumenta la velocidad de corte para reducir el marcaje falso debido al movimiento. Por lo tanto, VSASL tiene potencial como método para la respiración libre, en un solo punto de tiempo y eficiente en el tiempo.renalmediciones de perfusión, a pesar de una t SNR más baja que FAIR.
PALABRAS CLAVEetiquetado de espín arterial, curva de Buxton, FAIR, ASL multi-PLD,renalperfusión, etiquetado de velocidad selectiva
Reseñas de cistanche: mejora la función renal.
1|INTRODUCCIÓN
Renalla perfusión es un indicador potencialmente valioso derenalfunción,1 de la que se pueden obtener imágenes de forma no invasiva mediante MRI con marcaje de espín arterial (ASL).2,3 El marcaje de espín arterial marca magnéticamente los protones de la sangre, creando así un trazador endógeno, y no requiere la administración de un agente de contraste. Esto lo hace muy atractivo para pacientes con insuficiencia renal para quienes el uso de agentes de contraste no es deseable y potencialmente peligroso. Los valores cuantitativos del flujo sanguíneo renal (FSR) son útiles con fines de diagnóstico, controlando los cambios de perfusión a lo largo del tiempo en la práctica clínica, así como en la investigación clínica. Para cuantificar la perfusión, las mediciones de ASL deben ajustarse a un modelo que describa la cinética del marcador de sangre y los procesos de relajación a lo largo del tiempo. mediciones. Podría decirse que el parámetro más importante es el tiempo de tránsito arterial (ATT), que es el tiempo que tarda la sangre arterial en viajar desde el sitio de marcaje hasta los capilares en el tejido del que se están tomando imágenes. El ATT puede variar debido al estado fisiológico asociado con la edad y el sexo, o la patología (p. ej., estenosis renal),5-7, y sin (o incorrectamente) estimar el ATT, la precisión del RBF disminuirá y posiblemente conducirá a una interpretación comprometida. Las técnicas de ASL comúnmente aplicadas, que utilizan el etiquetado espacialmente selectivo de la sangre, son intrínsecamente sensibles a ATT, ya que la etiqueta se crea en una ubicación aguas arriba del volumen de imágenes, que posteriormente fluye hacia el tejido objetivo antes de la lectura de la imagen de ASL.8 Uno de los más antiguos Los métodos ASL espacialmente selectivos, ASL de recuperación de inversión alternante de flujo (FLAIR, por sus siglas en inglés),9 se recomendaron recientemente para la medición de la perfusión renal.3
El ASL sensibilizado por flujo es un enfoque más reciente que puede mitigar potencialmente los efectos de ATT y podría permitir ASL de un solo punto de tiempo con efectos de confusión mínimos de ATT.10-14 Hasta ahora se han desarrollado varias técnicas de ASL basadas en flujo, incluida la velocidad- ASL selectivo (VSASL).10,11,15 Aquí, la sangre se satura cuando su velocidad de flujo excede una velocidad de corte (VC) elegida. Al elegir VC lo suficientemente bajo, la etiqueta se genera incluso en vasos pequeños y, por lo tanto, también dentro del volumen de imágenes, lo que reduce la sensibilidad de ATT. Otra ventaja del ASL sensibilizado por flujo es que no se requiere la colocación de una losa de etiquetado, lo que simplifica la planificación del examen de ASL, que puede ser complicado en los riñones. Hasta el momento, las mediciones de perfusión sensibilizadas por flujo se han demostrado principalmente en el cerebro,11,13,14,16,17 con aplicaciones recientes en el corazón18,19 y la placenta.20,21 Recientemente investigamos la viabilidad del etiquetado VSASL en el riñón. a 1,5 T, y demostró que con parámetros de secuencia VSASL correctamente elegidos, se pueden evitar los artefactos de etiquetado y sustracción debido al movimiento (respiratorio), y que mostró la viabilidad de VSASL pararenalperfusión22 Debido a que una CV baja en presencia de movimiento respiratorio puede causar un etiquetado falso del tejido en movimiento, se recomienda una CV más alta para el riñón que, por ejemplo, para el cerebro (≈ 2 cm/s) con una dirección de codificación de velocidad perpendicular a la dirección principal del movimiento respiratorio.11,22 Sin embargo, el uso de VSASL con estos parámetros de escaneo apropiados para el riñón podría cambiar el frente de la etiqueta más arriba en el árbol vascular, lo que podría reintroducir la sensibilidad ATT. Por lo tanto, es esencial caracterizar la evolución de la señal de ASL para probar qué tan sensible a ATT es VSASL en el riñón.
En este estudio, investigamos la dinámica de la etiqueta de la respiración librerenalVSASL y lo comparó con la técnica ASL pulsada espacialmente selectiva recomendada FAIR mediante la adquisición de datos ASL en múltiples puntos de tiempo. Además, evaluamos la sensibilidad de ATT derenalVSASL para diferentes configuraciones de VC. Finalmente, comparamos los valores de RBF, obtenidos de un ajuste de múltiples puntos de tiempo, entre VSASL y FAIR.
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2|MÉTODOS
Este estudio fue aprobado por la junta de revisión institucional local. Se obtuvo el consentimiento informado por escrito de todos los sujetos antes del examen.
2.1|Imagen de resonancia magnética
Este estudio se realizó en un escáner clínico de 1,5 T (Ingenia; Philips, Ámsterdam, Países Bajos) utilizando una bobina receptora de matriz en fase de elementos 28-. Todos los escaneos ASL se adquirieron con una lectura EPI 2D de eco de gradiente de disparo único en orientación coronal con matriz de adquisición de 80 × 81, factor EPI de 55 con codificación de fase de pies-cabeza, factor de imagen paralelo 1.5 (SENSE), ángulo de giro de 90º, tamaño de vóxel adquirido de 3 × 3 × 6 mm y un ancho de banda de codificación de fase de 30,9 Hz/píxel. Se realizó calce B0 para todo el FOV de 244 × 244 mm. Se adquirió un solo corte coronal-oblicuo a lo largo del eje largo de los riñones para minimizar el movimiento del plano debido a la respiración; la adquisición de un solo corte se eligió para el estudio actual para garantizar la medición en un punto de tiempo bien definido, aunque la lectura de múltiples cortes es una opción de lectura igualmente factible. Para las adquisiciones FAIR, se tuvo cuidado de excluir la aorta descendente del bloque de inversión selectiva (Información de apoyo, Figura S5). Se usó un pulso de inversión parcial espectralmente selectivo para la supresión de grasa, y se colocaron placas de saturación por encima y por debajo del volumen de imágenes para suprimir el alias de señal no deseado. Se insertó un retraso de recuperación de 3500 ms para todas las adquisiciones de VSASL, para permitir la entrada de sangre fresca antes de la aplicación del pulso de etiquetado posterior (Figura 1).
FIGURA 1 A, Temporizaciones de la secuencia de marcado de espín arterial selectivo por velocidad (VSASL) para un tiempo de repetición (TR). Un módulo de etiquetado de velocidad selectiva (VS) al comienzo de la secuencia es seguido por un retraso posterior al etiquetado (PLD), durante el cual se aplicaron dos inversiones no selectivas (NS) para la supresión de fondo, y justo antes de la adquisición de imágenes (Acq), se aplicó un segundo módulo VS. Tenga en cuenta que el segundo módulo VS está vinculado al módulo de adquisición de imágenes y cambia con el PLD en consecuencia. La secuencia finaliza con un pulso de postsaturación para eliminar la modulación de magnetización residual para las siguientes mediciones. B, Temporizaciones de secuencia de inversión-recuperación alterna de flujo (FAIR) para un TR. Se aplicó un pulso de presaturación antes y una postaturación después del módulo de etiquetado FAIR. Durante el PLD, se aplicaron dos pulsos de inversión no selectivos, seguidos de la adquisición de imágenes. Nota: los tiempos del diagrama no están a escala
La señal de fondo se suprimió usando dos pulsos de inversión secante hiperbólica realizados después del etiquetado. Los tiempos de pulso de inversión de supresión de fondo (BGS) se adaptaron para cada retraso posterior al etiquetado (PLD), para lograr una supresión máxima del 90 por ciento de la señal renal, según las simulaciones de Bloch realizadas en MATLAB (Versión 2019b; The MathWorks, Natick, MA) considerando los valores de riñón T1 de la literatura de 1057-1183 ms en la corteza y 1389-1573 ms en la médula. la señal ASL) para cada pulso BGS que se aplicó.
2.2|Preparación de etiquetas de velocidad selectiva
En VSASL, se genera una etiqueta de sangre mediante la aplicación de gradientes de sensibilización al movimiento. En la condición de etiqueta, el módulo selectivo de velocidad (VS) incluye esos gradientes de sensibilidad al movimiento, que saturarán los giros que fluyen más rápido que la velocidad de corte VC, mientras que en la condición de control, los gradientes de sensibilidad al movimiento se apagan y la magnetización de la sangre permanece. intacto.11 En VSASL doble, se aplica un segundo módulo VS justo antes de la lectura de la imagen, que tiene gradientes de sensibilización de flujo iguales habilitados tanto en la condición de control como de etiqueta, lo que elimina la señal de sangre con v > VC, y por lo tanto elimina la señal de grandes venas y arterias.11 Ambos módulos VS atenuarán la señal VSASL debido a la relajación T2 y la ponderación de difusión, que deben tenerse en cuenta en la cuantificación.11,22
Al comienzo de la secuencia, se aplicaron 4 pulsos de saturación de la técnica de excitación del agua (WET)24 a la región de imágenes (llamada postaturación), para eliminar la modulación de magnetización residual de las mediciones anteriores. La possaturación fue seguida por un retraso de recuperación fijo de 3,5 segundos para que cada medición tuviera la misma magnetización inicial.
2.3|Preparación de etiquetas de inversión-recuperación de flujo alterno
El etiquetado de inversión-recuperación alternante de flujo se implementó como se describió anteriormente.25 Brevemente, se usa una inversión selectiva de losa que contiene el corte de imágenes en la condición de control y una inversión no selectiva se usa en la condición de etiqueta. Se usó un pulso de inversión con compensación de frecuencia adiabática (FOCI, por sus siglas en inglés) tanto para la inversión selectiva como para la no selectiva. Se aplicaron pulsos de 90 grados a la región de formación de imágenes directamente antes y después del pulso de inversión, respectivamente. La losa de inversión selectiva era 10 mm más ancha que el espesor de la rebanada.
2.4|Experimentos de imágenes por resonancia magnética
Además de los experimentos principales, primero determinamos la contribución de la ponderación de difusión y las corrientes de Foucault a la señal VSASL en un fantasma de agarosa, centrándonos especialmente en las adquisiciones con PLD corto. (Consulte la Información de apoyo para obtener métodos y resultados detallados).
En 7 sujetos sanos (edad 23-34, 2 hombres), los datos de VSASL y ASL renal FAIR se adquirieron durante la respiración libre. Los diagramas de secuencia se ilustran en la Figura 1. Para ambas técnicas de ASL, las mediciones se realizaron en cinco puntos de tiempo (PLD=400, 800, 1200, 2000, 2600 ms). Las curvas de señal VSASL se muestrearon para tres velocidades de corte diferentes: 10 cm/s (VSASL10), que se ha demostrado que limita el etiquetado falso que se origina en el movimiento masivo del riñón,22 y 5 cm/s, y 15 cm/s ( VSASL5 y VSASL15, respectivamente). La variación de la velocidad de corte se logró aumentando solo la fuerza del gradiente, manteniendo constante la duración efectiva del módulo VS de 50 ms. Para minimizar el riesgo de etiquetado falso, se aplicaron gradientes de sensibilización al flujo VSASL en la dirección anteroposterior.22 Los tiempos de pulso de inversión de supresión de fondo se enumeran en la Tabla 1.
Los datos para cada PLD se obtuvieron en adquisiciones separadas que consistieron en 13 pares de etiquetas y controles. El protocolo estaba organizado en conjuntos que contenían todos los PLD para una técnica de ASL determinada (o configuración de VC), así como una imagen M0 adquirida por separado. El orden de los conjuntos, así como el orden de las adquisiciones en diferentes PLD dentro de un conjunto, se alteró al azar entre los sujetos. El mapeo de T1 se realizó una vez, al final del protocolo. La imagen M0, esencialmente la exploración FAIR/VSASL sin etiquetado ni pulsos BGS, se adquirió con tres repeticiones que, después de la realineación, se promediaron para mejorar la SNR. Para VSASL, la imagen M0 se adquirió incluyendo los pulsos de RF de la etiqueta VS, pero con los gradientes de sensibilidad al movimiento deshabilitados, para lograr una ponderación T2 similar a la de las imágenes de sustracción ASL. Se adquirió un mapa de T1 utilizando una secuencia de inversión-recuperación multicorte cíclica28 con 11 tiempos de inversión, que se utilizó para la segmentación de la región renal y para proporcionar valores de T1 en forma de vóxel para la cuantificación de la perfusión.
2.5|Análisis de los datos
El procesamiento y análisis de imágenes se realizaron utilizando scripts personalizados en MeVisLab (versión 2.8.2; MeVis Medical Solutions, Bremen, Alemania).
La corrección de movimiento retrospectiva se realizó utilizando la caja de herramientas Elastix29 con un interpolador B-spline, un optimizador de descenso de gradiente estocástico adaptativo y una transformación de pila B-spline. Los problemas de registro de contraste cruzado introducidos por BGS y las diferencias de parámetros entre secuencias se tuvieron en cuenta mediante una métrica de grupo basada en análisis de componentes principales.30 La corrección de movimiento se aplicó por separado por riñón. Los contornos de riñón completo se dibujaron manualmente en la imagen M0. Antes del registro, las imágenes se recortaban al tamaño del riñón para reducir el tiempo de procesamiento.
El tiempo de relajación T1 por vóxel se calculó ajustando una función de recuperación monoexponencial a la intensidad de las 11 imágenes de inversión-recuperación. Por sujeto, el mapa T1 resultante se usó para la segmentación posterior de la región de interés de todo el riñón en tres regiones: corteza, médula y otras (incluido el sistema colector renal y las venas). Las segmentaciones se realizaron utilizando el método Otsu, un enfoque de umbral basado en la intensidad31 con una adaptación manual del umbral basada en el histograma de intensidad cuando fue necesario. Para evitar efectos de volumen parcial durante el análisis posterior, las regiones renales se erosionaron utilizando un núcleo de 2 × 2 (Figura 2).
FIGURA 2 A, mapa T1 de 1 sujeto representativo. B, Superposición de toda la región renal de interés, segmentada en la corteza (verde), la médula (roja) y el resto (amarillo). C, Superposición de la región cortical, antes y (D) después de la erosión
Se aplicó el rechazo de valores atípicos a los pares de etiqueta-control registrados después de la resta. Las restas (ΔM) solo se incluyeron para un análisis posterior cuando > 80 por ciento (un umbral elegido empíricamente) de vóxeles dentro del riñón tenían un valor de menos de ±2 DE del valor medio de vóxeles en repeticiones generales. Con eso, se eliminaron los valores atípicos adicionales debido al etiquetado falso. Las imágenes de sustracción restantes se promediaron sobre repeticiones y se dividieron por el M0 correspondiente para la normalización, lo que produjo imágenes ponderadas por perfusión normalizadas. El comportamiento dinámico de la etiqueta generada se evaluó calculando la señal ponderada por perfusión (PWS=ΔM/M0 × 100 por ciento) promediada sobre vóxeles corticales en ambos riñones para cada PLD. Además, el PWS medido con VSASL se compensó por la descomposición de T1 mediante la división con e−t∕T1, usando el T1 de la sangre con 1350 ms,32 para facilitar el análisis de la acumulación de etiquetas y el desentrañamiento de la dinámica de etiquetas subyacente. Además, la SNR temporal promedio (t SNR) de los vóxeles corticales generales se informó y calculó como la relación entre la señal media ponderada por perfusión a lo largo del tiempo (μΔM) y la SD temporal (σΔM): t SNR=μΔM/σΔM .
Para el análisis cuantitativo, los mapas corticales de PWS se suavizaron para reducir el ruido y estabilizar el ajuste del modelo. Se aplicó un núcleo gaussiano con 1-cm SD específicamente a los vóxeles dentro de la máscara cortical, utilizando una convolución normalizada para excluir las contribuciones de los vóxeles fuera de la máscara. Luego, se calcularon el RBF (en ml/min/100 g) y el ATT (ms) en forma de vóxel ajustando el modelo cinético general de Buxton para ASL pulsado a los datos de múltiples PLD,4 con modificaciones para VSASL considerando la contribución de la señal a partir de la ponderación de difusión y la aplicación de un segundo módulo VS (chancador), como se describió anteriormente (Ecuación 2).22
De acuerdo con el modelo cinético estándar, la dinámica de la señal VSASL se puede describir en tres fases:
Para la cuantificación FAIR se utilizaron las siguientes ecuaciones del modelo de Buxton:
dóndeBGSes la eficiencia de inversión de BGS (0.95); dual es un término de escala para corregir la atenuación de la señal debido a la aplicación del segundo módulo con e(−b ⋅ADCriñón) ⋅ contra, 22 donde b es el valor b del esquema de gradiente (varía con VC); y ADCriñón es el ADC tisular de 2,26 ⋅ 1{{10}}−3 mm2 /s.33 El valor de Adiffffusion corrige la atenuación de difusión esperada durante la condición de etiqueta, y QP(t) es un término adimensional como se define en la Ecuación 3 de Buxton et al.4 Los valores de ΔM adquiridos de múltiples PLD, M0 y T1 del tejido se proporcionaron al modelo de dos compartimentos correspondiente junto con valores supuestos de la literatura para T1 de sangre arterial a 1,5 T de 1350 ms .32 El λ es el coeficiente de reparto tejido-sangre de 0,9 ml/g,34 yJUSTAes la eficiencia de etiquetado para FAIR ({{0}}.95). El M0t es la magnetización de equilibrio del tejido. La eficiencia de etiquetado VS VS está determinada por el decaimiento de T2 durante el etiquetado,contra{{0}} e−TEVS∕T2b, 11 donde TEVS es la duración de un solo módulo VS, y T2b es el T2 de la sangre arterial (290 ms a 1,5 T).35 A medida que adquirimos nuestras imágenes M0 con dos módulos VS, con pulsos de RF pero sin gradientes sensibilizadores de movimiento, fueron atenuados por2VS, cancelando ese factor en Ecuaciones 1-3. En nuestra implementación, PLD era equivalente a t en Ecuaciones 1-5. Esto se aplica igualmente a VSASL, ya que colocamos el módulo de imágenes directamente después del segundo módulo VS. Como también es común en FAIR, la duración del bolo (BD) en VSASL, por lo tanto, se refiere a la extensión temporal máxima del bolo etiquetado que se creó en la vasculatura.
Para estabilizar el proceso de ajuste, se proporcionaron límites para los parámetros libres al ajuste. Es importante destacar que estos límites eran diferentes de la determinación ATT y RBF. Para adaptarse al ATT, se establecieron límites de −400 ms a 1000 ms, para permitir los ATT negativos que pueden ocurrir (p. ej., como consecuencia del ruido), como se anticipó para VSASL. Para acomodar esos ATT negativos, el límite superior de BD provisto para el ajuste se estableció en 3600 ms, que es más grande que nuestro último PLD. Sin embargo, el modelo cinético VSASL4 en Ecuaciones 1-3 proporciona un ΔM (PWS) idéntico para ATT < 0="" que="" para="" att="0," y="" permitir="" att="" negativos="" en="" el="" ajuste="" de="" rbf="" daría="" como="" resultado="" valores="" de="" rbf="" erróneos;="" se="" remite="" al="" lector="" a="" la="" figura="" de="" información="" complementaria="" s6="" para="" ver="" una="" ilustración="" del="" modelo="" cinético="" de="" buxton="" para="" un="" régimen="" de="" att="" diferente.="" por="" lo="" tanto,="" para="" el="" ajuste="" de="" rbf,="" los="" valores="" de="" att="" se="" restringieron="" a="" 0="" ms="" y="" el="" límite="" superior="" de="" bd="" se="" estableció="" en="" nuestro="" último="" punto="" de="" medición="" de="" 2600="" ms.="" por="" sujeto,="" se="" determinaron="" los="" valores="" medianos="" para="" los="" parámetros="" de="" ajuste="" rbf="" y="" los="" vóxeles="" corticales="" generales="" de="" att,="" y="" se="" informaron="" los="" valores="" medios="" de="" todos="" los="" sujetos.="" los="" valores="" ajustados="" para="" bd="" no="" se="" informan="" debido="" a="" la="" breve="" ventana="" de="" observación="" (0-2600="" ms)="" y="" características="" menos="" prominentes="" en="" la="" curva="" de="" señal="">
Todos los análisis estadísticos se realizaron con GraphPad Prism 8 versión 8.0.1(244) para Windows (GraphPad Software, San Diego, CA). Las diferencias en los parámetros de ajuste RBF y ATT entre las técnicas ASL y VSASL VC se probaron mediante pruebas de Friedman o Wilcoxon pareadas con un nivel de significación de 0,05 y corrección para comparaciones múltiples.
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3|RESULTADOS
Los experimentos fantasma verificaron que las contribuciones de los efectos de las corrientes de Foucault y la atenuación de la difusión a la señal VSASL eran insignificantes (<0.02% of="" δm).="" (see="" the="" supporting="" information="" for="" detailed="">
El marcaje espurio como se describe en la literatura previa22 se observó solo con VC=5 cm/s en 3 de 7 sujetos con una, dos y cuatro repeticiones afectadas, respectivamente; Las imágenes de sustracción afectadas se identificaron y rechazaron del análisis mediante el procedimiento de rechazo de valores atípicos.
Se obtuvieron imágenes ponderadas por perfusión con contraste córtico-medular claro con todas las técnicas de ASL para todos los sujetos. Esto se presenta para 1 sujeto en la Figura 3, que muestra imágenes ponderadas de perfusión renal adquiridas durante la respiración libre utilizando VSASL con diferentes velocidades de corte, así como el FAIR espacialmente selectivo recomendado. El PWS general de FAIR fue más alto que la señal medida con VSASL, independientemente de la velocidad de corte, lo que puede explicarse mediante el etiquetado por inversión para FAIR versus saturación para VSASL.
FIGURA 3 Se adquirieron imágenes ponderadas por perfusión de un solo corte (ΔM/M0) de 1 sujeto en cinco puntos de tiempo diferentes utilizando FAIR (A), VSASL5 (B), VSASL10 (C) y VSASL15 (D) . La escala se mantuvo constante entre las técnicas para facilitar la comparación de la intensidad de la señal
La Figura 4 muestra las curvas PWS corticales promedio de grupo para todas las técnicas de ASL antes (Figura 4A) y después (Figura 4B) de la compensación T1, así como un ajuste lineal a los primeros puntos de tiempo (Figura 4C). Para los resultados a nivel de tema, se remite al lector a la Figura de información de apoyo S4. Cualitativamente, observamos que en t=400 ms, las curvas VSASL comienzan mucho más cerca de su señal máxima (VSASL5=63 por ciento y VSASL{{10}} por ciento) que FAIR (34 por ciento ). La curva PWS de VSASL15 fue más baja que las curvas con VC más bajas, en todos los puntos temporales. El pico máximo de PWS generado por la saturación basada en el flujo se observó para VSASL10 aproximadamente a los 800 ms con un PWS de 3,35 ± 0,83 por ciento. Para FAIR, usando inversión selectiva, el PWS pico se observó más tarde, aproximadamente a los 1200 ms, con 5,98 ± 0,70 por ciento.
La misma tendencia se observó con respecto a la t SNR. La t SNR máxima generada por la saturación basada en el flujo se encontró para VSASL10 con 1,37 ± 0,33, seguida de VSASL5 con 1,26 ± 0,26 y VSASL15 con 0 .82 ± 0.29. El método FAIR produjo la t SNR global más alta de 3,30 ± 0,72 con inversión selectiva.
Después de la compensación T1, la curva FAIR PWS aumentó considerablemente de forma lineal para todo el rango de puntos de tiempo medidos (Figura 4B). Las curvas VSASL PWS aumentaron hasta alcanzar su señal máxima a los 800 ms o 1200 ms; después del pico, se aplanaron. Esta forma sugiere un BD más corto y/o un ATT más corto para VSASL que para FAIR, ya que se observó que la acumulación de señales se detenía para VSASL en PLD más largos. Además, todas las curvas de señal VSASL parecían tener su cruce por cero cerca del origen (Figura 4B, C), o en el rango negativo, lo que indica la generación de etiquetas dentro del tejido, mientras que para FAIR el cruce por cero se encuentra en un punto posterior en el rango positivo, lo que indica la generación de etiquetas más lejos del tejido objetivo.
FIGURA 4 A, curvas de señal de marcaje de espín arterial (ASL) promedio de grupo basadas en vóxeles corticales adquiridos para VSASL5 (dorado), VSASL10 (negro) y VSASL15 (marrón) y FAIR (discontinua, gris). B, después de la compensación T1, se ve un pico para VSASL15 a aproximadamente 1200 ms (flecha naranja), lo que indica acumulación de señal. C, ajuste de regresión lineal en valores de señal ponderada por perfusión (PWS) compensada T1-pendiente ascendente según la técnica de ASL. Las curvas VSASL cruzan el eje x en el eje de tiempo negativo, mientras que FAIR cruza cero en el tiempo positivo t
Los resultados cuantitativos del ajuste de datos de ASL multi-PLD para FAIR y VSASL a las ecuaciones 1-5 muestran un ATT cortical promedio de grupo para VSASL menor que 0 ms, independientemente del VC (Figura 5 y Tabla 2) ( p > 0,05). La ausencia de ATT positivos para VSASL indica la generación de etiquetas cerca o dentro del tejido objetivo, y eso respalda la propiedad hipotética de la insensibilidad de ATT. En contraste, para FAIR, se encontró un ATT cortical promedio grupal positivo de 189 ± 79 ms que es mayor que para VSASL para todas las VC (Figura 5) (P < .05).="" esos="" resultados="" cuantitativos="" de="" att="" están="" en="" línea="" con="" nuestras="" observaciones="" cualitativas="" anteriores="" basadas="" en="" las="" curvas="" de="">
Debido a la baja t SNR en los PLD tardíos y la ventana de observación corta (0-2600 ms), los valores cuantitativos de BD no dieron como resultado una medida confiable para confirmar la observación cualitativa de BD más corta para VSASL que para FAIR.
FIGURA 5 Tiempo de tránsito arterial cortical cuantificado (ATT) promedio a nivel individual (N=7) para FAIR y VSASL con velocidades de corte de 5 cm/s, 10 cm/s y 15 cm/s (VSASL5, VSASL10 y VSASL15), resultantes de múltiples ajustes de PLD. Los ATT promedio del grupo VSASL son negativos, mientras que FAIR tiene un ATT positivo. Las líneas azules indican la media y la DE
Valores de FSR cortical promedio de grupo de 441 ± 84 ml/min/100 g para FAIR, 398 ± 84 ml/min/100 g para VSASL5 y 472 ± Se encontraron 160 mL/min/100 g para VSASL10 (Figura 6A y Tabla 2), sin diferencia significativa (P > 0,05). Para VSASL15, se encontró un valor RBF cortical promedio de grupo más bajo de 308 ± 84 ml/min/100 g (P < 0,05).="" el="" análisis="" de="" correlación="" rbf="" (figura="" 6b)="" entre="" fair="" y="" vsasl="" con="" diferentes="" vc="" mostró="" una="" buena="" correlación="" a="" nivel="" individual,="" como="" lo="" respaldan="" los="" valores="" r2="" de="" regresión="" lineal="" de="" 0,71="" para="" vsasl5,="" 0,80="" para="" vsasl10="" y="" 0,61="" para="" vsasl15="" (todos="" con="" respecto="" a="" fair)="">
FIGURA 6 A, Flujo sanguíneo renal cortical (RBF) promedio cuantificado a nivel individual (N=7) para FAIR y VSASL con velocidades de corte de 5 cm/s, 10 cm/s y 15 cm/s (VSASL5 , VSASL10 y VSASL15), resultantes de múltiples ajustes de PLD. Las barras azules indican la media y la desviación estándar. B, Gráficos de correlación con líneas de regresión lineal (negras) de valores RBF corticales medidos con velocidades de corte FAIR y VSASL de 5 cm/s, 10 cm/s y 15 cm/s. Las líneas de identidad se presentan en líneas grises punteadas.
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4|DISCUSIÓN
In this study, we investigated the label dynamics of quantitative VSASL in the kidney and compared those with spatially selective FAIR ASL at 1.5 T. We found that ASL label dynamics in the kidney differed between spatially selective FAIR and flow-sensitive VSASL (Figure 3). The VSASL technique generated a relatively high signal already at the shortest PLD, which indicates label generation closer to tissue, and correspondingly a shorter ATT was found for VSASL than for FAIR, for all cutoff velocities studied (Figure 4A). Additionally, quantified VSASL ATT was ≤ 0 ms for all cutoff velocities, supporting ATT insensitivity also for the higher cutoff velocities (>10 cm/s) que se ha demostrado previamente que evitan la corrupción del movimiento (respiratorio) del marcaje VS en el riñón durante las adquisiciones de respiración libre. Después de la compensación de T1, se observó un aumento de la señal de perfusión hacia un pico en 800-1200 ms para VSASL para todas las velocidades de corte (Figura 4B), lo que respalda que de hecho estábamos midiendo la acumulación de etiquetas. Los resultados mostraron que la intensidad de la señal absoluta, así como la t SNR, variaban en función de la velocidad de corte, y que la PWS y la t SNR máximas eran máximas para VSASL10 (Figura 3). Las curvas T1-compensadas sugieren una BD más corta para VSASL que para FAIR; sin embargo, esto queda por confirmar cuantitativamente. Finalmente, los valores cuantitativos de RBF de VSASL con velocidades de corte de 5 cm/sy 10 cm/s mostraron una buena correlación con RBF medido usando FAIR.
En el riñón, estudios previos de la dinámica de etiquetas FAIR informaron un ATT promedio en el rango de 110 ms a 500 ms36,37, así como una señal máxima en aproximadamente 1400 ms,37 que es similar a las observaciones de este estudio con un ATT de unos 200 ms y un pico a unos 1200 ms. A modo de comparación, los valores medios de ATT informados para ASL pseudocontinuo, con marcaje por encima de los riñones, oscilan entre 700 ms y 1230 ms.36,37 Hasta el momento, la experiencia con VSASL y su dinámica de marcaje en los riñones es limitada. En el cerebro, sin embargo, un estudio VSASL con velocidades de corte más bajas de alrededor de 2 cm/s también mostró insensibilidad de la señal VSASL promedio en la materia gris a los efectos de retraso del tránsito arterial, con una señal alta ya en puntos de tiempo tempranos, seguida rápidamente por la señal máxima y el rápido decaimiento de la señal justo después del pico.13 Además, ese estudio también mostró dinámicas de etiquetas ASL pulsadas con mayor retraso de tránsito y un pico más tardío, en comparación con VSASL; por lo tanto, nuestros hallazgos en el riñón concuerdan en gran medida con estos hallazgos en el cerebro.
El valor de VC afectó la dinámica de la etiqueta cualitativa y cuantitativamente. Primero, para VC=15 cm/s, la señal de PWS fue más baja en todos los puntos de tiempo que para los otros VC estudiados, lo que también se reflejó en un valor de RBF que fue bajo en comparación con VC=5 cm/ s y 10 cm/s, y REGULAR. Nuestra hipótesis es que esto refleja el volumen de sangre limitado que fluye con velocidades superiores a 15 cm/s en la dirección anteroposterior, al menos durante parte del ciclo cardíaco. En la literatura VSASL del cerebro, esas diferencias de magnitud de la señal ya se han atribuido a variaciones en la reserva de sangre, que se etiqueta como una función de VC. 38 De igual forma, en el miocardio se ha observado una reducción de la señal ASL con mayor VC (10-40 cm/s)18.
Curiosamente, a los 800 ms observamos una señal consistentemente más alta para VSASL10 que para VSASL5. La causa exacta de esta observación sigue sin estar clara, pero podría estar relacionada con la orientación de la vasculatura con respecto al gradiente de codificación de flujo (especialmente cerca del extremo frontal del bolo etiquetado) y/o una falta de coincidencia del efecto de la velocidad selectiva. saturación para las distribuciones de velocidad del flujo sanguíneo durante el etiquetado (primer módulo VS) y la condición de trituración (segundo módulo VS).
Obtuvimos valores de RBF corticales relativamente altos (441 ± 84 ml/min/100 g para FAIR y 472 ± 160 ml/min/100 g para VSASL10 dual) en comparación con los valores medios de RBF cortical informados anteriormente que oscilan entre 195 y 362 ml/min. /100 g medido usando FAIR,37,39-41 158-410 mL/min/100 g usando ASL pseudo-continuo,2,37 y 264 ± 34 mL/min/100 g usando VSASL dual.22 Sin embargo, varios factores pueden tener jugó un papel aquí: las diferencias en la configuración de la secuencia VSASL, como la dirección de codificación de velocidad y la velocidad de corte, la aplicación BGS, la detección de valores atípicos, la corrección de movimiento, así como las opciones de inicialización y límites del parámetro de ajuste del modelo cinético. Un factor importante es la definición de la región cortical de interés, que en nuestro estudio se realizó de forma bastante estricta para proporcionar valores corticales relativamente poco afectados por el volumen parcial con el bulbo raquídeo o el fondo.
Además, para todos los experimentos VSASL, el ATT medio tendió a ser negativo. También se informaron ATT negativos en un estudio anterior que ajustaba datos de VSASL multi-PLD en el cerebro,13 que atribuyó esos valores negativos al ruido. Apoyamos la hipótesis de que el ruido contribuye a los ATT negativos, especialmente porque observamos que con el PWS reducido para VSASL15 (es decir, la t SNR más baja), el ATT fue más negativo. La ausencia de ATT positivos para VSASL respalda su insensibilidad a ATT, que también se observó para VC más altos, lo que justifica el uso de VC más altos para las mediciones de perfusión renal, libres de etiquetas espurias inducidas por el movimiento.
Los valores de BD ajustados no se informaron en este trabajo, ya que experimentamos que la baja t SNR y el rango de PLD adquiridos limitan su precisión. Esto no debería afectar la cuantificación de RBF siempre que PLD < bd,="" y="" supongamos="" att="0" en="" el="" ajuste.="" el="" bd="" está="" anclado="" en="" las="" últimas="" partes="" de="" la="" curva,="" alrededor="" y="" mucho="" después="" del="" pico,="" que="" es="" el="" más="" afectado="" por="" la="" baja="" t="" snr="" debido="" al="" decaimiento="" de="" t1.="" aunque,="" según="" nuestros="" resultados="" cualitativos,="" vsasl="" bd="" parece="" ser="" más="" corto="" que="" fair="" bd="" (figura="" 4a)="" ya="" que="" se="" encontró="" una="" caída="" de="" señal="" más="" rápida="" de="" las="" curvas="" vsasl="" después="" del="" pico="" (en="" comparación="" con="" fair).="" incluso="" después="" de="" la="" compensación="" t1="" en="" la="" figura="" 4b,="" las="" curvas="" vsasl="" no="" siguen="" un="" aumento="" lineal,="" en="" comparación="" con="">
La t SNR más baja para VSASL que para FAIR (saturación frente a inversión)11,13,16 puede afectar la estabilidad del ajuste y, con ello, introduce una mayor dependencia de los límites para los parámetros de ajuste libre, ATT y BD. Teniendo en cuenta que medimos consistentemente un PWS pico a 800 ms para VSASL10 (Información de apoyo Figura S4) y nuestros resultados indicaron insensibilidad de ATT (ATT=0), para una cuantificación sólida de VSASL RBF, podría ser más rentable adquirir una sola vez -punto VSASL, sin necesidad de ajustar los parámetros ATT y BD. Tenga en cuenta que este punto de tiempo único no debe elegirse demasiado tarde, ya que la información sobre el RBF se encuentra principalmente en el aumento del PWS (T1-compensado) hasta 800-1000 ms, antes del final del bolo. y se produce una disminución sustancial de T1 de la señal. Al mismo tiempo, las mediciones de un solo punto de tiempo serían más eficientes en el tiempo y nos permitirían adquirir una mayor cantidad de repeticiones para aumentar la SNR.
Para aumentar la SNR del marcaje selectivo por velocidad, se han presentado métodos prometedores, como la inversión selectiva por velocidad14 y la aplicación repetida de módulos de saturación selectivos por velocidad.13 Los primeros intentos de su aplicación en el riñón se han realizado recientemente y arrojaron resultados prometedores. .42
Por el contrario, no podemos esperar que VSASL insensible a ATT sea muy útil en aplicaciones en las que las diferencias de ATT son importantes; aquí, se deben considerar métodos ASL espacialmente selectivos y sensibles a ATT alternativos. Esto ya se demostró en el cerebro en un estudio que incluyó a pacientes de Moyamoya,17 en el que se usó VSASL para medir con precisión el flujo sanguíneo cerebral, y se usó una técnica ASL de pulso espacialmente selectiva para medir el ATT. En casos de retrasos en el tránsito en el cerebro, como en pacientes con Moyamoya y oclusión carotídea, la perfusión podría subestimarse cuando se adquiere ASL espacialmente selectivo de punto único en el tiempo.17,43 En cambio, se sugirieron métodos de puntos múltiples en el tiempo cuando ASL espacialmente selectivo se aplica en esos grupos de pacientes.43 Sin embargo, VSASL también se presentó como una alternativa más precisa de punto de tiempo único.17 Las mediciones de puntos de tiempo múltiples pueden no ser clínicamente deseables, ya que prolongan el tiempo de exploración. Por lo tanto, la fuerza del VSASL insensible a ATT radica en el escenario de condiciones patológicas con un flujo sanguíneo más lento, como la estenosis de la arteria renal,44 o la oclusión de las arterias segmentarias, proporcionando una medición precisa de la perfusión con una medición rápida de un solo punto de tiempo. En tales poblaciones de pacientes con una alta probabilidad de retrasos en el ATT, esta ventaja podría demostrarse muy bien. Sin embargo, aún debe investigarse la aplicabilidad clínica de VSASL en pacientes renales.
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5|CONCLUSIONES
Los resultados de este estudio muestran que el método de etiquetado VSASL basado en el flujo redujo la sensibilidad de ATT para la medición de la perfusión renal con respiración libre, en comparación con FAIR. La sensibilidad de ATT aún se redujo para VC=10 cm/s, lo que permite mediciones de perfusión renal con respiración libre sin marcaje espurio inducido por movimiento. Por lo tanto, este método tiene potencial como una técnica insensible a ATT para mediciones de RBF eficientes en el tiempo, a pesar de una t SNR más baja que FAIR, en pacientes que están comprometidos, el flujo puede introducir errores de lo contrario.
RECONOCIMIENTO
Los autores agradecen a MeVis Medical Solutions (Bremen, Alemania) por proporcionar el entorno de procesamiento y visualización de imágenes médicas, que se utilizó para el análisis de imágenes.
CONFLICTO DE INTERESES
Marijn van Stralen es cofundadora y accionista de MRIguidance BV
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