Khám phá động lực học nhãn của việc ghi nhãn quay động mạch có chọn lọc vận tốc trong thận
Mar 28, 2022
Liên hệ: Audrey Hu Whatsapp / hp: 0086 13880143964 Email:audrey.hu@wecistanche.com
Isabell K. Bones, et al
Mục đích:Ghi nhãn spin động mạch chọn lọc vận tốc (VSASL) đã được đề xuất chothậnsự tưới máuhình ảnh để giảm thiểu các thách thức lập kế hoạch và ảnh hưởng của sự không chắc chắn về thời gian vận chuyển huyết mạch (ATT). Trong VSASL, quá trình tạo nhãn có thể thay đổi trong cây có mạch như một hàm của vận tốc cắt. Ở đây, chúng tôi nghiên cứu động lực học nhãn và đặc biệt là ATT của VSASL thận và so sánh nó với kỹ thuật ghi nhãn spin động mạch xung có chọn lọc không gian, phục hồi đảo ngược dòng chảy luân phiên (FAIR).Phương pháp:Dữ liệu ghi nhãn spin động mạch được thu thập ở 7 đối tượng, sử dụng VSASL kép thở tự do và FAIR với năm độ trễ sau ghi nhãn: 400, 800, 1200, 2000 và 2600 ms. Các phép đo VSASL thu được với vận tốc cắt 5, 10 và 15 cm / s, với hướng mã hóa vận tốc trước - sau. Tín hiệu có trọng số tưới máu vỏ não, SNR thời gian, được định lượngthậnlưu lượng máu và thời gian vận chuyển động mạch đã được báo cáo.Kết quả:Ngược lại với CÔNG BẰNG,thậnVSASL đã cho thấy một tín hiệu khá cao trong thời gian trễ nhất sau khi dán nhãn, đối với tất cả các vận tốc cắt. Tín hiệu VSASL cao nhất và SNR tạm thời thu được với tốc độ cắt 1 0 cm / s ở độ trễ sau gắn nhãn=800 ms, sớm hơn FAIR là 1200 ms. ATT được trang bị trên VSASL nhỏ hơn hoặc bằng 0 ms, cho thấy độ nhạy ATT, ngắn hơn so với FAIR (189 ± 79 ms, P <0,05). cuối="" cùng,="" vỏ="" não="" trung="">thậnmáulưu lượng đo với vận tốc cắt 5 cm / s (398 ± 84 mL / phút / 100 g) và 10 cm / s (472 ± 160 mL / phút / 100 g) tương tự như lưu lượng máu thận được đo bằng FAIR (441 ± 84 mL / phút / 100 g) (P> 0,05) có mối tương quan tốt ở cấp độ đối tượng.Sự kết luận:Ghi nhãn spin động mạch chọn lọc vận tốc trong thận làm giảm độ nhạy ATT so với phương pháp ghi nhãn spin động mạch xung được khuyến nghị, cũng như nếu tăng tốc độ cắt để giảm ghi nhãn giả do chuyển động. Do đó, VSASL có tiềm năng là một phương pháp tiết kiệm thời gian, thời gian duy nhất, thở tự dothậnđo tưới máu, mặc dù t SNR thấp hơn FAIR.
TỪ KHÓAghi nhãn spin động mạch, đường cong Buxton, CÔNG BẰNG, ASL đa PLD,thậntruyền dịch, ghi nhãn chọn lọc vận tốc
cistanche đánh giá: cải thiện chức năng thận
1|GIỚI THIỆU
Thậntưới máu là một chỉ số có giá trị tiềm năng vềthậnhàm số, 1 có thể được chụp ảnh không xâm lấn bằng cách sử dụng MRI ghi nhãn quay động mạch (ASL). 2,3 Ghi nhãn quay động mạch ghi nhãn từ tính các proton của máu, do đó tạo ra chất đánh dấu nội sinh và không cần sử dụng chất cản quang. Điều này làm cho nó rất hấp dẫn đối với những bệnh nhân suy thận mà việc sử dụng chất cản quang không được mong muốn và có khả năng nguy hiểm. Các giá trị định lượng cho lưu lượng máu qua thận (RBF) rất hữu ích cho mục đích chẩn đoán, theo dõi sự thay đổi tưới máu theo thời gian trong thực hành lâm sàng, cũng như nghiên cứu lâm sàng. Để định lượng sự tưới máu, các phép đo ASL cần được lắp vào mô hình mô tả động học nhãn máu và các quá trình thư giãn theo thời gian.4 Một số thông số cần được cung cấp cho mô hình mà phải được giả định dựa trên các giá trị tài liệu hoặc được xác định bằng cách bổ sung đo. Có thể cho rằng thông số quan trọng nhất là thời gian vận chuyển động mạch (ATT), là thời gian để máu động mạch đi từ vị trí ghi nhãn đến các mao mạch trong mô được chụp ảnh. ATTT có thể thay đổi do tình trạng sinh lý liên quan đến tuổi và giới tính, hoặc bệnh lý (ví dụ: hẹp thận), 5-7, và nếu không (hoặc không chính xác) ước tính ATT, độ chính xác của RBF sẽ giảm và có thể dẫn đến việc giải thích bị tổn hại. Các kỹ thuật ASL thường được áp dụng, sử dụng ghi nhãn máu có chọn lọc về mặt không gian, về bản chất rất nhạy cảm với ATT, vì nhãn này được tạo ra ở vị trí ngược dòng của thể tích hình ảnh, sau đó sẽ chảy đến mô đích trước khi đọc hình ảnh ASL.8 Một trong những kỹ thuật lâu đời nhất Phương pháp ASL chọn lọc về mặt không gian, phục hồi đảo ngược dòng chảy luân phiên (FLAIR) ASL, 9 gần đây đã được khuyến cáo để đo tưới máu thận.3
ASL nhạy cảm với dòng chảy là một cách tiếp cận gần đây hơn có khả năng giảm thiểu các hiệu ứng ATT và có thể cho phép ASL điểm một thời gian với các ảnh hưởng nhiễu tối thiểu của ATT. 10-14 Một số kỹ thuật ASL dựa trên dòng chảy đã được phát triển cho đến nay, bao gồm cả vận tốc- ASL chọn lọc (VSASL) .10,11,15 Ở đây, máu được bão hòa khi tốc độ dòng chảy của nó vượt quá tốc độ ngưỡng đã chọn (VC). Bằng cách chọn VC đủ thấp, nhãn được tạo ra ngay cả trong các mạch nhỏ và do đó cũng nằm trong thể tích hình ảnh, do đó làm giảm độ nhạy ATT. Một ưu điểm khác của ASL nhạy cảm với dòng chảy là không cần đặt tấm dán nhãn, đơn giản hóa việc lập kế hoạch kiểm tra ASL, vốn có thể phức tạp ở thận. Cho đến nay, các phép đo tưới máu nhạy cảm với dòng chảy đã được chứng minh chủ yếu ở não, 11,13,14,16,17 với các ứng dụng gần đây ở tim18,19 và nhau thai.20,21 Gần đây, chúng tôi đã nghiên cứu tính khả thi của việc ghi nhãn VSASL trong thận ở 1,5 T, và đã chứng minh rằng với các tham số trình tự VSASL được chọn đúng cách, có thể tránh được việc ghi nhãn và trừ các tác nhân do chuyển động (hô hấp) và điều đó cho thấy tính khả thi của VSASL đối vớithậnsự tưới máuCác phép đo.22 Bởi vì VC thấp khi có chuyển động hô hấp có thể gây ra nhãn giả trên các mô chuyển động, nên VC cao hơn được khuyên dùng cho thận so với ví dụ, đối với não (≈ 2 cm / s) với hướng mã hóa vận tốc vuông góc với hướng chính của chuyển động hô hấp. Do đó, điều cần thiết là phải mô tả sự tiến hóa của tín hiệu ASL để kiểm tra xem VSASL nhạy cảm với ATT như thế nào trong thận.
Trong nghiên cứu này, chúng tôi đã điều tra động lực học nhãn của việc thở tự dothậnVSASL và so sánh nó với kỹ thuật ASL xung chọn lọc không gian được khuyến nghị FAIR bằng cách thu thập dữ liệu ASL tại nhiều thời điểm. Hơn nữa, chúng tôi đã đánh giá độ nhạy ATT củathậnVSASL cho các cài đặt khác nhau của VC. Cuối cùng, chúng tôi so sánh các giá trị RBF, thu được từ sự phù hợp nhiều thời điểm, giữa VSASL và FAIR.
bột cistanche: điều trị bệnh thận
2|PHƯƠNG PHÁP
Nghiên cứu này đã được phê duyệt bởi hội đồng đánh giá thể chế địa phương. Sự đồng ý bằng văn bản đã được thông báo từ tất cả các đối tượng trước khi kiểm tra.
2.1|Chụp cộng hưởng từ
Nghiên cứu này được thực hiện trên máy quét lâm sàng 1.5T (Ingenia; Philips, Amsterdam, Hà Lan) sử dụng cuộn dây thu mảng phần tử 28-. Tất cả các lần quét ASL đều được thu nhận bằng cách đọc EPI 2D gradient-echo một lần chụp theo hướng xung quang với ma trận thu nhận 8 0 × 81, hệ số EPI là 55 với mã hóa pha chân-đầu, hệ số hình ảnh song song 1,5 (SENSE), góc lật 90º, kích thước voxel thu được 3 × 3 × 6 mm và băng thông mã hóa pha là 30,9 Hz / pixel. B0 shimming được thực hiện cho toàn bộ FOV là 244 × 244 mm. Có một lát cắt xiên duy nhất dọc theo trục dài của thận để giảm thiểu chuyển động qua mặt phẳng do hô hấp; việc thu nhận một lát cắt đã được chọn cho nghiên cứu hiện tại để đảm bảo đo lường ở một thời điểm xác định rõ ràng, mặc dù việc đọc nhiều vạch là một phương án đọc khả thi như nhau. Đối với việc mua lại FAIR, cần cẩn thận để loại trừ động mạch chủ giảm dần khỏi phiến đảo ngược có chọn lọc (Hình S5). Một xung đảo ngược một phần có chọn lọc phổ được sử dụng để triệt tiêu chất béo, và các tấm bão hòa được đặt cao hơn và thấp hơn so với thể tích hình ảnh để triệt tiêu hiện tượng răng cưa tín hiệu không mong muốn. Độ trễ phục hồi 3500 ms được đưa vào cho tất cả các lần thu nhận VSASL, để cho phép máu tươi chảy vào trước khi áp dụng xung ghi nhãn tiếp theo (Hình 1).
HÌNH 1 A, Thời gian trình tự ghi nhãn spin động mạch chọn lọc vận tốc (VSASL) cho một lần lặp lại (TR). Mô-đun ghi nhãn chọn lọc vận tốc (VS) ở đầu trình tự được theo sau bởi độ trễ sau ghi nhãn (PLD), trong đó áp dụng hai phép đảo ngược không chọn lọc (NS) để triệt tiêu nền và ngay trước khi thu nhận hình ảnh (Acq), một mô-đun VS thứ hai đã được áp dụng. Lưu ý rằng mô-đun VS thứ hai được liên kết với mô-đun thu nhận hình ảnh và thay đổi theo PLD. Chuỗi kết thúc bằng một xung sau bão hòa để loại bỏ điều chế từ hóa dư cho các phép đo sau. B, Dòng thời gian trình tự đảo ngược-phục hồi (FAIR) xen kẽ cho một TR. Một xung đặt trước bão hòa đã được áp dụng trước đó và một xung sau bão hòa sau, mô-đun ghi nhãn FAIR. Trong PLD, hai xung đảo ngược không chọn lọc được áp dụng, tiếp theo là thu nhận hình ảnh. Lưu ý: Thời gian của sơ đồ không phải là tỷ lệ
Tín hiệu nền đã bị triệt tiêu bằng cách sử dụng hai xung đảo ngược dòng hypebolic được thực hiện sau khi ghi nhãn. Các thời gian xung nghịch đảo triệt tiêu nền (BGS) đã được điều chỉnh cho mỗi độ trễ ghi nhãn bài đăng (PLD), để đạt được tối đa 9 0 phần trăm triệt tiêu tín hiệu thận, dựa trên các mô phỏng Bloch được thực hiện trong MATLAB (Bản phát hành 2019b; The MathWorks, Natick, MA) xem xét các giá trị T1 của thận từ tài liệu là 1057-1183 ms ở vỏ não và 1389-1573 ms ở tủy.23 Hiệu suất đảo ngược BGS được giả định là 0,95 (tức là mất 5% tín hiệu ASL) cho mỗi xung BGS đã được áp dụng.
2.2|Chuẩn bị nhãn có chọn lọc vận tốc
Trong VSASL, nhãn máu được tạo ra bằng cách áp dụng các gradient nhạy cảm với chuyển động. Trong điều kiện nhãn, mô-đun chọn lọc vận tốc (VS) bao gồm các gradient cảm ứng chuyển động, sẽ bão hòa các vòng quay chảy nhanh hơn tốc độ cắt VC, trong khi trong điều kiện điều khiển, các gradient nhạy cảm chuyển động bị tắt và từ tính máu vẫn còn 11 Trong VSASL kép, mô-đun VS thứ hai được áp dụng ngay trước khi đọc hình ảnh, mô-đun này có độ nhạy dòng chảy bằng nhau được bật trong cả điều kiện kiểm soát và nhãn, giúp loại bỏ tín hiệu của máu với v> VC, và do đó loại bỏ tín hiệu từ các tĩnh mạch và động mạch lớn.
Khi bắt đầu chuỗi, 4 xung bão hòa của kỹ thuật kích thích nước (WET )24 được áp dụng cho vùng hình ảnh (được gọi là sau bão hòa), để loại bỏ điều biến từ hóa dư từ các phép đo trước đó. Sau bão hòa sau đó là độ trễ khôi phục cố định là 3,5 giây để mỗi phép đo có cùng độ từ hóa bắt đầu.
2.3|Chuẩn bị nhãn phục hồi đảo ngược dòng luân phiên
Ghi nhãn đảo ngược-phục hồi luân phiên dòng chảy đã được thực hiện như đã mô tả trước đây.25 Tóm lại, đảo ngược chọn lọc phiến chứa lát hình ảnh được sử dụng trong điều kiện kiểm soát và đảo ngược không chọn lọc được sử dụng trong điều kiện nhãn. Một xung nghịch đảo đã hiệu chỉnh bù tần số đoạn nhiệt (FOCI) được sử dụng cho cả nghịch đảo có chọn lọc và không chọn lọc. 26,27 Để giảm thiểu sự khác biệt tín hiệu gây ra bởi sự khác biệt về cấu hình nghịch đảo của các xung FOCI chọn lọc và không chọn lọc, bão hòa trước bằng cách sử dụng WET và sau bão hòa bằng cách sử dụng một Xung 90 độ được áp dụng cho vùng hình ảnh trực tiếp trước và sau xung đảo ngược tương ứng. Tấm đảo ngược chọn lọc rộng hơn 10 mm so với độ dày lát.
2,4|Thí nghiệm hình ảnh cộng hưởng từ
Ngoài các thí nghiệm chính, đầu tiên chúng tôi xác định sự đóng góp của trọng lượng khuếch tán và dòng xoáy vào tín hiệu VSASL trong một bóng ma agarose, đặc biệt tập trung vào thu nhận với PLD ngắn. (Xem Thông tin hỗ trợ để biết các phương pháp và kết quả chi tiết.)
Ở 7 đối tượng khỏe mạnh (23-34 tuổi, 2 nam giới), dữ liệu VSASL và FAIR ASL ở thận được thu thập trong quá trình thở tự do. Biểu đồ trình tự được minh họa trong Hình 1. Đối với cả hai kỹ thuật ASL, các phép đo được thực hiện tại các điểm năm thời gian (PLD=400, 800, 1200, 2000, 2600 ms). Các đường cong tín hiệu VSASL được lấy mẫu cho ba vận tốc cắt khác nhau: 10 cm / s (VSASL10), đã được chứng minh để hạn chế ghi nhãn giả bắt nguồn từ chuyển động lớn của thận, 22 và 5 cm / s, và 15 cm / s ( VSASL5 và VSASL15, tương ứng). Sự thay đổi của vận tốc cắt chỉ đạt được bằng cách tăng cường độ gradient, giữ cho thời lượng mô-đun VS hiệu dụng là 50 ms không đổi. Để giảm thiểu nguy cơ ghi nhãn giả, các gradient nhạy cảm dòng VSASL đã được áp dụng theo hướng trước - sau.22 Thời gian xung nghịch đảo triệt tiêu nền được liệt kê trong Bảng 1.
Dữ liệu cho mỗi PLD được thu thập trong các lần thu nhận riêng biệt bao gồm 13 cặp nhãn - đối chứng. Giao thức được tổ chức thành các bộ chứa tất cả PLD cho một kỹ thuật ASL nhất định (hoặc cài đặt VC) cũng như hình ảnh M 0 được mua riêng. Thứ tự của các tập hợp cũng như thứ tự thu nhận ở các PLD khác nhau trong một tập hợp được thay đổi ngẫu nhiên giữa các đối tượng. Ánh xạ T1 được thực hiện một lần vào cuối giao thức. Hình ảnh M 0, về cơ bản là quét FAIR / VSASL không gắn nhãn và không có xung BGS với ba lần lặp lại, sau khi sắp xếp lại, được tính trung bình để cải thiện SNR. Đối với VSASL, hình ảnh M 0 đã được thu thập bao gồm các xung RF của nhãn VS, nhưng đã tắt các gradient cảm ứng chuyển động, để đạt được trọng số T2 tương tự như trong các hình ảnh trừ ASL. Bản đồ T1 được thu thập bằng cách sử dụng trình tự phục hồi-đảo ngược đa vạch theo chu kỳ28 với 11 lần đảo ngược, được sử dụng để phân đoạn vùng thận cũng như cung cấp các giá trị T1 voxelwise để định lượng tưới máu.
2,5|Phân tích dữ liệu
Xử lý và phân tích hình ảnh được thực hiện bằng cách sử dụng các tập lệnh tùy chỉnh trong MeVisLab (phiên bản 2.8.2; MeVis Medical Solutions, Bremen, Đức).
Hiệu chỉnh chuyển động hồi cứu được thực hiện bằng cách sử dụng hộp công cụ Elastix29 với bộ nội suy B-spline, bộ tối ưu hóa gradient ngẫu nhiên thích ứng và biến đổi ngăn xếp B-spline. Các vấn đề về đăng ký độ tương phản chéo do BGS đưa ra và sự khác biệt về thông số giữa các trình tự đã được giải thích bằng cách sử dụng số liệu phân tích thành phần chính dựa trên nhóm thông minh.3 0 Hiệu chỉnh chuyển động được áp dụng riêng cho mỗi thận. Toàn bộ đường viền thận được vẽ thủ công trên ảnh M0. Trước khi đăng ký, hình ảnh đã được cắt theo kích thước của quả thận để giảm thời gian xử lý.
Thời gian thư giãn T1 của Voxel-khôn ngoan được tính toán bằng cách điều chỉnh hàm phục hồi theo cấp số nhân với cường độ của 11 hình ảnh phục hồi đảo ngược. Theo đối tượng, bản đồ T1 kết quả được sử dụng để phân đoạn tiếp theo của vùng quan tâm toàn bộ thận thành ba vùng: vỏ, tủy và vùng khác (bao gồm hệ thống thu nhận thận và tĩnh mạch). Các phân đoạn được thực hiện bằng phương pháp Otsu, một phương pháp tiếp cận ngưỡng dựa trên cường độ31 với điều chỉnh ngưỡng thủ công dựa trên biểu đồ cường độ khi cần thiết. Để tránh ảnh hưởng một phần thể tích trong quá trình phân tích sâu hơn, các vùng thận đã bị xói mòn bằng cách sử dụng nhân 2 × 2 (Hình 2).
HÌNH 2 A, Bản đồ T1 của 1 đối tượng đại diện. B, Lớp phủ toàn bộ vùng thận quan tâm, phân thành vỏ (xanh), tủy (đỏ) và phần còn lại (vàng). C, Lớp phủ của vùng vỏ não, trước và (D) sau khi xói mòn
Loại bỏ ngoại lệ đã được áp dụng cho các cặp nhãn kiểm soát đã đăng ký sau khi thực hiện phép trừ. Các phép trừ (ΔM) chỉ được đưa vào để phân tích thêm khi> 8 0 phần trăm (ngưỡng được chọn theo kinh nghiệm) của voxels trong thận có giá trị nhỏ hơn ± 2 SD so với giá trị voxel trung bình của tổng số lần lặp lại. Cùng với đó, các ngoại lệ bổ sung do dán nhãn giả đã được loại bỏ. Các hình ảnh trừ còn lại được tính trung bình qua các lần lặp lại và chia cho M 0 tương ứng để chuẩn hóa, tạo ra hình ảnh có trọng số tưới máu chuẩn hóa. Hành vi động của nhãn được tạo ra được đánh giá bằng cách tính toán tín hiệu có trọng số tưới máu (PWS=ΔM / M0 × 100%) được tính trung bình trên voxels vỏ não ở cả hai thận cho mỗi PLD. Ngoài ra, PWS đo được với VSASL được bù cho phân rã T1 bằng phép chia với e-t ∕ T1, sử dụng T1 của máu với 1350 ms, 32 để tạo điều kiện phân tích sự tích tụ nhãn và làm sáng tỏ các động lực nhãn bên dưới. Hơn nữa, SNR thời gian trung bình (t SNR) voxels tổng thể vỏ não đã được báo cáo và tính toán bằng tỷ số giữa tín hiệu có trọng số tưới máu trung bình theo thời gian (μΔM) và SD thời gian (σΔM): t SNR=μΔM / σΔM .
Đối với phân tích định lượng, bản đồ PWS vỏ não đã được làm mịn để giảm tiếng ồn và ổn định mô hình phù hợp. Một hạt nhân Gaussian với SD 1- cm được áp dụng đặc biệt cho voxels bên trong mặt nạ vỏ não, sử dụng tích chập chuẩn hóa để loại trừ đóng góp từ voxels bên ngoài mặt nạ. Sau đó, RBF theo voxel (tính bằng mL / phút / 100 g) và ATT (mili giây) được tính toán bằng cách lắp mô hình động học chung của Buxton cho ASL xung với dữ liệu đa PLD, 4 với các sửa đổi cho VSASL xem xét sự đóng góp của tín hiệu từ trọng số khuếch tán và ứng dụng của mô-đun VS (máy nghiền) thứ hai, như đã mô tả trước đây (Phương trình 2) .22
Theo mô hình động học tiêu chuẩn, động lực học của tín hiệu VSASL có thể được mô tả trong ba giai đoạn:
Để định lượng FAIR, các phương trình sau của mô hình Buxton đã được sử dụng:
ở đâuBGSlà hiệu quả đảo ngược BGS (0. 95); kép là một thuật ngữ chia tỷ lệ để điều chỉnh sự suy giảm tín hiệu do ứng dụng mô-đun thứ hai với e (−b ⋅ADCquả thận) ⋅ VS, 22 trong đó b là giá trị b của lược đồ gradient (thay đổi theo VC); và ADCkidney là ADC mô của 2,26 ⋅ 1 {{1 0}} - 3 mm2 /s.33 Giá trị của Adiffffusion hiệu chỉnh cho sự suy giảm khuếch tán dự kiến trong điều kiện nhãn và QP (t) là một thuật ngữ không thứ nguyên như được định nghĩa trong Phương trình 3 của Buxton và cộng sự.4 ΔM thu được từ nhiều giá trị PLDs, M0 và T1tissue được cung cấp cho mô hình hai ngăn tương ứng cùng với các giá trị giả định từ y văn cho T1 của máu động mạch ở 1,5 T trong 1350 ms .32 λ là hệ số phân vùng mô-máu 0,9 mL / g, 34 vàCÔNG BẰNGlà hiệu quả ghi nhãn cho CÔNG BẰNG ({{0}}. 95). M0t là độ từ hóa cân bằng của mô. Hiệu suất ghi nhãn VS VS được xác định bằng phân rã T2 trong quá trình dán nhãn,VS{{0}} e − TEVS ∕ T2b, 11 trong đó TEVS là khoảng thời gian của một mô-đun VS đơn lẻ và T2b là T2 của máu động mạch (290 ms ở 1,5 T) .35 Khi chúng tôi thu được hình ảnh M0 của mình với hai mô-đun VS, với các xung RF nhưng không có các gradient cảm ứng chuyển động, chúng đã bị suy giảm bởi2VS, hủy bỏ hệ số đó trong Phương trình 1-3. Trong cách triển khai của chúng tôi, PLD tương đương với t trong Phương trình 1-5. Điều này cũng áp dụng cho VSASL, vì chúng tôi đã đặt mô-đun hình ảnh ngay sau mô-đun VS thứ hai. Như cũng phổ biến trong FAIR, thời gian bolus (BD) trong VSASL, do đó, đề cập đến phạm vi thời gian tối đa của bolus được dán nhãn được tạo ra trong hệ mạch.
Để ổn định quá trình lắp, các giới hạn cho các thông số tự do đã được cung cấp cho phù hợp. Quan trọng là, các giới hạn này khác với xác định ATT và RBF. Để phù hợp với ATT, các giới hạn được đặt thành −4 0 0 ms đến 1000 ms, để cho phép ATT âm có thể xảy ra (ví dụ: do nhiễu), như dự đoán đối với VSASL. Để phù hợp với các ATT âm đó, giới hạn BD trên được cung cấp cho phù hợp đã được đặt thành 3600 ms, lớn hơn PLD cuối cùng của chúng tôi. Tuy nhiên, mô hình động học VSASL4 trong Phương trình 1-3 cung cấp ΔM (PWS) giống hệt nhau cho ATT <0 như="" cho="" att="0" và="" cho="" phép="" att="" âm="" trong="" sự="" phù="" hợp="" rbf="" sẽ="" dẫn="" đến="" các="" giá="" trị="" rbf="" sai;="" người="" đọc="" được="" tham="" khảo="" thông="" tin="" hỗ="" trợ="" hình="" s6="" để="" có="" minh="" họa="" về="" mô="" hình="" động="" học="" của="" buxton="" cho="" một="" chế="" độ="" att="" khác.="" do="" đó,="" đối="" với="" lắp="" rbf,="" các="" giá="" trị="" att="" bị="" giới="" hạn="" ở="" 0="" ms="" và="" giới="" hạn="" bd="" trên="" được="" đặt="" thành="" điểm="" đo="" cuối="" cùng="" của="" chúng="" tôi="" là="" 2600="" ms.="" trên="" mỗi="" đối="" tượng,="" các="" giá="" trị="" trung="" bình="" cho="" các="" thông="" số="" phù="" hợp="" rbf="" và="" att="" tổng="" thể="" voxels="" vỏ="" não="" đã="" được="" xác="" định,="" và="" các="" giá="" trị="" trung="" bình="" trên="" tất="" cả="" các="" đối="" tượng="" đã="" được="" báo="" cáo.="" các="" giá="" trị="" được="" trang="" bị="" cho="" bd="" không="" được="" báo="" cáo="" do="" cửa="" sổ="" quan="" sát="" ngắn="" (0-2600="" mili="" giây)="" và="" các="" tính="" năng="" ít="" nổi="" bật="" hơn="" trong="" đường="" cong="" tín="" hiệu="">
Tất cả các phân tích thống kê được thực hiện bằng GraphPad Prism 8 phiên bản 8. 0. 1 (244) dành cho Windows (GraphPad Software, San Diego, CA). Sự khác biệt về các thông số phù hợp RBF và ATT giữa kỹ thuật ASL và VSASL VC được kiểm tra bằng cách sử dụng các phép thử Friedman hoặc Wilcoxon ghép nối với mức ý nghĩa 0,05 và hiệu chỉnh cho nhiều lần so sánh.
chiết xuất cistanche Desticola: điều trị các bệnh về thận
3|KẾT QUẢ
Các thí nghiệm Phantom đã xác minh rằng những đóng góp của hiệu ứng dòng điện xoáy và sự suy giảm khuếch tán đối với tín hiệu VSASL là không đáng kể (<0.02% of="" δm).="" (see="" the="" supporting="" information="" for="" detailed="">
Ghi nhãn giả như được mô tả trong tài liệu trước đây22 chỉ được quan sát thấy với VC=5 cm / s ở 3 trong số 7 đối tượng với một, hai và bốn lần lặp lại bị ảnh hưởng, tương ứng; hình ảnh trừ bị ảnh hưởng đã được xác định và loại bỏ khỏi phân tích bằng quy trình loại bỏ ngoại lệ.
Hình ảnh cân bằng tưới máu với thuốc cản quang vỏ-tủy rõ ràng thu được bằng tất cả các kỹ thuật ASL cho tất cả các đối tượng. Điều này được trình bày cho 1 đối tượng trong Hình 3, cho thấy hình ảnh có trọng số tưới máu thận thu được trong quá trình thở tự do bằng VSASL với các vận tốc cắt khác nhau cũng như sự CÔNG BẰNG chọn lọc theo không gian được khuyến nghị. PWS tổng thể của FAIR cao hơn tín hiệu được đo bằng VSASL, bất kể vận tốc cắt, điều này có thể được giải thích bằng cách gắn nhãn bằng cách đảo ngược cho FAIR so với độ bão hòa cho VSASL.
HÌNH 3 Hình ảnh có trọng số tưới máu một lát cắt (ΔM / M 0) của 1 đối tượng được thu thập tại năm thời điểm khác nhau bằng cách sử dụng FAIR (A), VSASL5 (B), VSASL10 (C) và VSASL15 (D) . Tỷ lệ được giữ không đổi giữa các kỹ thuật để tạo điều kiện thuận lợi cho việc so sánh cường độ tín hiệu
Hình 4 cho thấy các đường cong PWS vỏ não trung bình theo nhóm cho tất cả các kỹ thuật ASL trước (Hình 4A) và sau (Hình 4B) bù T1, cũng như phù hợp tuyến tính với các điểm thời gian đầu tiên (Hình 4C). Đối với kết quả ở cấp độ chủ đề, người đọc được tham khảo Thông tin hỗ trợ Hình S4. Về mặt định tính, chúng tôi quan sát thấy rằng ở t=400 mili giây, các đường cong VSASL bắt đầu gần với tín hiệu đỉnh hơn nhiều (VSASL 5=63 phần trăm và VSASL {{1 0}} phần trăm) so với FAIR (34 phần trăm ). Đường cong PWS của VSASL15 thấp hơn đường cong có VC thấp hơn, tại mọi thời điểm. PWS đỉnh tối đa được tạo ra bởi độ bão hòa dựa trên dòng chảy được quan sát đối với VSASL1 0 ở khoảng 800 ms với PWS là 3,35 ± 0,83 phần trăm. Đối với FAIR, sử dụng đảo ngược chọn lọc, PWS đỉnh được quan sát sau đó, ở khoảng 1200 ms, với 5,98 ± 0,70 phần trăm.
Xu hướng tương tự đã được quan sát đối với t SNR. SNR t tối đa được tạo ra bởi độ bão hòa dựa trên dòng chảy được tìm thấy cho VSASL1 0 với 1,37 ± 0. 33, tiếp theo là VSASL5 với 1,26 ± 0. 26 và VSASL15 với 0 .82 ± 0. 29. Phương pháp FAIR mang lại SNR t cao nhất tổng thể là 3,30 ± 0,72 với nghịch đảo chọn lọc.
Sau khi bù T1, đường cong FAIR PWS tăng mạnh một cách tuyến tính trong toàn bộ phạm vi thời gian đo được (Hình 4B). Các đường cong VSASL PWS tăng lên cho đến khi tín hiệu đỉnh của chúng đạt được ở 800 ms hoặc 1200 ms; sau đỉnh cao, chúng san bằng. Hình dạng này gợi ý BD ngắn hơn và / hoặc ATT ngắn hơn cho VSASL so với FAIR, vì sự tích tụ tín hiệu được quan sát để dừng đối với VSASL ở PLD dài hơn. Ngoài ra, tất cả các đường cong tín hiệu VSASL dường như có điểm giao cắt 0 gần điểm gốc (Hình 4B, C), hoặc trong phạm vi âm, cho biết sự tạo nhãn bên trong mô, trong khi đối với FAIR, điểm giao cắt 0 nằm ở điểm sau đó trong phạm vi tích cực, cho biết sự tạo nhãn ở xa mô đích hơn.
HÌNH 4 A, Các đường cong tín hiệu ghi nhãn spin động mạch trung bình (ASL) theo nhóm dựa trên các voxel vỏ não thu được đối với VSASL5 (vàng), VSASL10 (đen) và VSASL15 (nâu) và FAIR (gạch ngang, xám). B, Sau khi bù T1, đỉnh của VSASL15 có thể nhìn thấy ở khoảng 1200 ms (mũi tên màu cam), cho thấy sự tích tụ tín hiệu. C, Hồi quy tuyến tính phù hợp với các giá trị tín hiệu trọng số tưới máu (PWS) được bù trừ trên T 1- trên mỗi kỹ thuật ASL. Các đường cong VSASL cắt trục x trên trục thời gian âm, trong khi FAIR vượt qua 0 tại thời điểm dương t
Kết quả định lượng từ sự phù hợp của dữ liệu ASL đa PLD cho FAIR và VSASL với Công thức 1-5 cho thấy ATT vỏ não trung bình của nhóm đối với VSASL nhỏ hơn 0 mili giây, độc lập với VC (Hình 5 và Bảng 2) ( P> .05). Sự vắng mặt của các ATT dương tính đối với VSASL cho thấy sự tạo nhãn ở gần hoặc bên trong mô đích, và điều đó hỗ trợ đặc tính giả thuyết của sự không nhạy cảm với ATT. Ngược lại, đối với FAIR, ATT vỏ não trung bình của nhóm dương tính là 189 ± 79 ms được tìm thấy, lớn hơn so với VSASL đối với tất cả các VC (Hình 5) (P <0,05). các="" kết="" quả="" att="" định="" lượng="" đó="" phù="" hợp="" với="" các="" quan="" sát="" định="" tính="" trước="" đây="" của="" chúng="" tôi="" dựa="" trên="" các="" đường="" cong="">
Do SNR t thấp ở PLDs muộn và khoảng thời gian quan sát ngắn (0-2600 mili giây), các giá trị BD định lượng không dẫn đến một thước đo đáng tin cậy để xác nhận quan sát định tính về BD ngắn hơn đối với VSASL so với FAIR.
HÌNH 5 Thời gian vận chuyển động mạch vỏ não được định lượng trung bình (ATT) ở mức độ cá nhân (N=7) đối với FAIR và VSASL với vận tốc cắt là 5 cm / s, 10 cm / s và 15 cm / s (VSASL5, VSASL10 và VSASL15), do nhiều PLD phù hợp. ATTT trung bình của nhóm VSASL là âm tính, trong khi FAIR có ATT dương tính. Các đường màu xanh lam cho biết giá trị trung bình và SD
Giá trị RBF vỏ não trung bình theo nhóm là 441 ± 84 mL / phút / 1 0 0 g đối với FAIR, 398 ± 84 mL / phút / 1 0 0 g đối với VSASL5 và 472 ± 160 mL / phút / 100 g đối với VSASL10 (Hình 6A và Bảng 2) được tìm thấy, không có sự khác biệt đáng kể (P> 0,05). Đối với VSASL15, giá trị RBF vỏ não trung bình của nhóm thấp hơn là 308 ± 84 mL / phút / 100 g được tìm thấy (P <0,05). phân="" tích="" tương="" quan="" rbf="" (hình="" 6b)="" giữa="" fair="" và="" vsasl="" với="" các="" vc="" khác="" nhau="" cho="" thấy="" mối="" tương="" quan="" tốt="" ở="" cấp="" độ="" cá="" nhân,="" được="" hỗ="" trợ="" bởi="" các="" giá="" trị="" r2="" hồi="" quy="" tuyến="" tính="" là="" 0,71="" đối="" với="" vsasl5,="" 0,80="" đối="" với="" vsasl10="" và="" 0,61="" đối="" với="" vsasl15="" (tất="" cả="" đều="" liên="" quan="" đến="" fair)="">
HÌNH 6 A, Lưu lượng máu vỏ thận được định lượng trung bình (RBF) ở cấp độ cá nhân (N=7) đối với FAIR và VSASL với vận tốc cắt là 5 cm / s, 10 cm / s và 15 cm / s (VSASL5 , VSASL10 và VSASL15), do nhiều PLD phù hợp. Thanh màu xanh lam cho biết giá trị trung bình và SD. B, Đồ thị tương quan với đường hồi quy tuyến tính (màu đen) của các giá trị RBF vỏ não được đo bằng các vận tốc cắt FAIR và VSASL là 5 cm / s, 10 cm / s và 15 cm / s. Các đường nhận dạng được trình bày bằng các đường chấm chấm màu xám
Lợi ích của cistanche Desticola: ngăn ngừa suy thận
4|THẢO LUẬN
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) trước đây đã được chứng minh là có thể tránh được sự thay đổi chuyển động (hô hấp) của nhãn VS trong thận trong quá trình thu nhận thở tự do. Sau khi bù T1, sự gia tăng tín hiệu tưới máu xây dựng hướng tới đỉnh ở 800-1200 ms được quan sát thấy đối với VSASL đối với tất cả các vận tốc cắt (Hình 4B), hỗ trợ rằng chúng tôi thực sự đang đo sự tích tụ nhãn. Kết quả cho thấy cường độ tín hiệu tuyệt đối, cũng như t SNR, thay đổi theo hàm của vận tốc cắt, và PWS đỉnh và t SNR là cực đại đối với VSASL10 (Hình 3). Các đường cong bù T 1- gợi ý BD cho VSASL ngắn hơn cho FAIR; tuy nhiên, điều này vẫn còn được xác nhận về mặt định lượng. Cuối cùng, các giá trị RBF định lượng của VSASL với vận tốc cắt 5 cm / s và 10 cm / s cho thấy mối tương quan tốt với RBF được đo bằng FAIR.
Ở thận, các nghiên cứu trước đây về động lực nhãn FAIR báo cáo ATT trung bình trong khoảng 110 ms đến 500 ms36,37 cũng như tín hiệu đỉnh vào khoảng 1400 ms, 37 tương tự như các quan sát từ nghiên cứu này với ATT là khoảng 200 ms và đỉnh khoảng 1200 ms. Để so sánh, các giá trị ATT trung bình được báo cáo cho ASL giả liên tục, với nhãn ở trên thận, nằm trong khoảng từ 700 ms đến 1230 ms.36,37 Cho đến nay, kinh nghiệm với VSASL và động lực nhãn của nó trong thận còn hạn chế. Tuy nhiên, trong não bộ, một nghiên cứu VSASL với vận tốc cắt thấp hơn khoảng 2 cm / s cũng cho thấy sự không nhạy cảm của tín hiệu VSASL trung bình trong chất xám với các hiệu ứng trì hoãn vận chuyển động mạch, với tín hiệu cao đã có ở các thời điểm sớm, nhanh chóng theo sau là tín hiệu đỉnh và phân rã tín hiệu nhanh chóng ngay sau đỉnh.13 Hơn nữa, nghiên cứu đó cũng cho thấy động lực nhãn ASL dạng xung với độ trễ truyền lớn hơn và đỉnh muộn hơn, so với VSASL; do đó, những phát hiện của chúng tôi ở thận phần lớn phù hợp với những phát hiện này ở não.
Giá trị của VC ảnh hưởng đến động lực của nhãn một cách định tính và định lượng. Đầu tiên, đối với VC=15 cm / s, tín hiệu PWS thấp hơn tại mọi thời điểm so với các VC khác được nghiên cứu, điều này cũng được phản ánh trong giá trị RBF thấp hơn so với VC=5 cm / s và 10 cm / s và CÔNG BẰNG. Chúng tôi giả thuyết rằng điều này phản ánh lượng máu hạn chế chảy với vận tốc vượt quá 15 cm / s theo hướng trước - sau, ít nhất là trong một phần của chu kỳ tim. Trong tài liệu VSASL về não, những khác biệt về cường độ tín hiệu đó đã được cho là do các biến thể trong nhóm máu, được coi là một chức năng của VC. 38 Tương tự, trong cơ tim, tín hiệu ASL giảm với VC cao hơn (10-40 cm / s) đã được quan sát thấy.18
Điều thú vị là ở 800 ms, chúng tôi đã quan sát thấy tín hiệu cho VSASL10 cao hơn liên tục so với VSASL5. Nguyên nhân chính xác của quan sát này vẫn chưa rõ ràng, nhưng có thể liên quan đến sự định hướng của mạch máu đối với gradient mã hóa dòng chảy (đặc biệt là gần đầu trước của bolus được dán nhãn) và / hoặc sự không phù hợp về tác động của chọn lọc vận tốc độ bão hòa đối với phân bố vận tốc dòng máu trong quá trình ghi nhãn (mô-đun VS thứ nhất) và điều kiện nghiền (mô-đun VS thứ hai).
Chúng tôi thu được các giá trị RBF vỏ não tương đối cao (441 ± 84 mL / phút / 100 g đối với FAIR và 472 ± 160 mL / phút / 100 g đối với VSASL10 kép) so với các giá trị RBF trung bình được báo cáo trước đây nằm trong khoảng từ 195 đến 362 mL / phút / 100 g được đo bằng FAIR, 37, 39-41 158-410 mL / phút / 100 g bằng ASL giả liên tục, 2,37 và 264 ± 34 mL / phút / 100 g bằng VSASL kép.22 Tuy nhiên, một số yếu tố có thể có đóng một vai trò ở đây: sự khác biệt trong cài đặt trình tự VSASL như hướng mã hóa vận tốc và vận tốc cắt, ứng dụng BGS, phát hiện ngoại lệ, hiệu chỉnh chuyển động, cũng như các lựa chọn về giới hạn và khởi tạo thông số phù hợp với mô hình động học. Một yếu tố quan trọng là định nghĩa vùng vỏ não quan tâm, trong nghiên cứu của chúng tôi được thực hiện khá nghiêm ngặt để cung cấp các giá trị vỏ não tương đối không bị ảnh hưởng bởi thể tích một phần với tủy hoặc nền.
Hơn nữa, đối với tất cả các thí nghiệm VSASL, ATT trung bình có xu hướng âm. ATTs tiêu cực cũng đã được báo cáo trong một nghiên cứu trước đây phù hợp với dữ liệu VSASL đa PLD trong não, 13 được quy cho các giá trị tiêu cực đó là do tiếng ồn. Chúng tôi ủng hộ giả thuyết rằng tiếng ồn góp phần vào ATTs tiêu cực - đặc biệt là vì chúng tôi quan sát thấy rằng với PWS giảm đối với VSASL15 (tức là SNR t thấp nhất), ATT âm tính hơn. Việc không có ATT dương tính đối với VSASL hỗ trợ độ nhạy ATT của nó, điều này cũng được quan sát thấy đối với các VC cao hơn, do đó biện minh cho việc sử dụng các VC cao hơn để đo tưới máu thận, không bị dán nhãn giả do chuyển động.
Các giá trị BD được trang bị không được báo cáo trong nghiên cứu này, vì chúng tôi đã trải nghiệm rằng SNR t thấp và phạm vi PLD có được hạn chế độ chính xác của chúng. Điều này sẽ không ảnh hưởng đến việc định lượng RBF miễn là PLD
SNR t thấp hơn cho VSASL so với FAIR (bão hòa so với nghịch đảo) 11,13,16 có thể ảnh hưởng đến độ ổn định phù hợp và điều đó dẫn đến sự phụ thuộc lớn hơn vào các giới hạn đối với các thông số phù hợp tự do, ATT và BD. Xem xét rằng chúng tôi liên tục đo PWS đỉnh ở 800 ms cho VSASL10 (Thông tin hỗ trợ Hình S4) và kết quả của chúng tôi chỉ ra độ nhạy ATT (ATT=0), để định lượng VSASL RBF mạnh mẽ, có thể có lợi hơn nếu thu được một lần -point VSASL, mà không cần phải phù hợp với các tham số ATT và BD. Lưu ý rằng không nên chọn mốc thời gian duy nhất này quá muộn, vì thông tin trên RBF chủ yếu nằm ở mức tăng của PWS (T 1- được bù đắp) lên đến 800-1000 mili giây, trước khi kết thúc bolus và sự phân rã T1 đáng kể của tín hiệu xảy ra. Đồng thời, các phép đo điểm thời gian đơn lẻ sẽ tiết kiệm thời gian hơn và cho phép chúng tôi thu được số lần lặp lại cao hơn để tăng SNR.
Để tăng SNR của ghi nhãn chọn lọc vận tốc, các phương pháp đầy hứa hẹn đã được trình bày, chẳng hạn như đảo ngược chọn lọc vận tốc14 và áp dụng lặp lại các mô-đun bão hòa chọn lọc vận tốc.13 Những nỗ lực đầu tiên của ứng dụng của chúng trong thận gần đây đã được thực hiện ở thận và mang lại kết quả đầy hứa hẹn .42
Ngược lại, chúng ta không thể mong đợi VSASL không nhạy cảm với ATT sẽ rất hữu ích trong các ứng dụng mà sự khác biệt về ATT là quan trọng; ở đây, các phương pháp ASL chọn lọc không gian, nhạy cảm với ATT thay thế nên được xem xét. Điều này đã được chứng minh trên não trong một nghiên cứu bao gồm bệnh nhân Moyamoya, 17 người trong đó VSASL được sử dụng để đo chính xác lưu lượng máu não và kỹ thuật ASL xung chọn lọc không gian được sử dụng để đo ATT. Trong các trường hợp chậm trễ quá trình vận chuyển trong não, như ở bệnh nhân Moyamoya và tắc động mạch cảnh, sự tưới máu có thể bị đánh giá thấp khi có được ASL chọn lọc không gian đơn thời gian.17,43 Thay vào đó, các phương pháp đa điểm được đề xuất khi ASL chọn lọc không gian. được áp dụng cho các nhóm bệnh nhân đó.43 Tuy nhiên, VSASL cũng được trình bày như một phương án thay thế điểm thời gian đơn lẻ chính xác hơn.17 Phép đo điểm thời gian nhiều lần có thể không được mong muốn về mặt lâm sàng, vì chúng kéo dài thời gian quét. Do đó, điểm mạnh của VSASL không nhạy cảm với ATT nằm ở tình huống bệnh lý có lưu lượng máu chậm hơn, chẳng hạn như hẹp động mạch thận, 44 hoặc tắc động mạch đoạn, cung cấp phép đo tưới máu chính xác với phép đo thời gian nhanh chóng. Trong những quần thể bệnh nhân như vậy với khả năng cao bị chậm trễ ATT, lợi thế này có thể được chứng minh một cách độc đáo. Tuy nhiên, khả năng ứng dụng lâm sàng của VSASL ở bệnh nhân thận vẫn cần được nghiên cứu.
cistanche được sử dụng để làm gì: ngăn ngừa chấn thương thận
5|KẾT LUẬN
Kết quả của nghiên cứu này cho thấy rằng phương pháp ghi nhãn VSASL dựa trên dòng chảy đã làm giảm độ nhạy ATT đối với phép đo tưới máu thận khi thở tự do, so với FAIR. Độ nhạy ATT vẫn bị giảm đối với VC=10 cm / s, cho phép đo tưới máu thận khi thở tự do mà không bị ghi nhãn giả do chuyển động. Do đó, phương pháp này có tiềm năng là một kỹ thuật không nhạy cảm với ATT để đo RBF hiệu quả về thời gian, mặc dù SNR t thấp hơn FAIR, ở những bệnh nhân bị xâm phạm, dòng chảy có thể tạo ra sai số theo cách khác.
NHÌN NHẬN
Các tác giả cảm ơn MeVis Medical Solutions (Bremen, Đức) đã cung cấp môi trường trực quan và xử lý hình ảnh y tế, được sử dụng để phân tích hình ảnh.
XUNG ĐỘT LỢI ÍCH
Marijn van Stralen là đồng sáng lập và cổ đông của MRIguidance BV
NGƯỜI GIỚI THIỆU
1. Selby NM, Blankestijn PJ, Boor P, et al. Dấu ấn sinh học hình ảnh cộng hưởng từ cho bệnh thận mãn tính: một báo cáo quan điểm từ sự hợp tác của châu Âu trong hành động khoa học và công nghệ PARENCHIMA. Ghép số Nephrol. 2018; 33 (Phần 2): ii 4- ii14.
2. Odudu A, Nery F, Harteveld AA, et al. MRI ghi nhãn spin động mạch để đo tưới máu thận: một bài báo cáo và đánh giá có hệ thống. Ghép số Nephrol. 2018; 33 (Phần 2): ii 15- ii21.
3. Nery F, Buchanan CE, Harteveld AA, et al. Các khuyến nghị kỹ thuật dựa trên sự đồng thuận đối với dịch lâm sàng của ASL MRI thận. Magn Reson Mater Vật lý, Biol Med. Năm 2020; 33: 141-161.
4. Buxton RB, Frank LR, Wong EC, Siewert B, Warach S, Edelman RR. Một mô hình động học chung cho hình ảnh tưới máu định lượng với ghi nhãn spin động mạch. Magn Reson Med. 1998; 40: 383-396.
5. Campbell AM, Beaulieu C. Tối ưu hóa thông số ghi nhãn spin động mạch xung cho người cao tuổi. J Magn Reson Hình ảnh. Năm 2006; 23: 398-403.
6. Liu Y, Zhu X, Feinberg D, và cộng sự. Ghi nhãn quay động mạch MRI nghiên cứu ảnh hưởng của tuổi và giới tính đến huyết động tưới máu não. Magn Reson Med. 2012; 68: 912-922.
7. Richter CS, Krestin GP, Eichenberger AC, Schöpke W, Fuchs WA. Đánh giá tình trạng hẹp động mạch thận bằng chụp mạch cộng hưởng từ cản quang. Eur Radiol. Năm 1993; 3: 493-498.
8. Wong EC. Giới thiệu về các kỹ thuật ghi nhãn ASL. J Magn Reson Hình ảnh. 2014; 40: 1-10.
9. Kim SG. Định lượng sự thay đổi lưu lượng máu não tương đối bằng kỹ thuật phục hồi nghịch lưu xen kẽ nhạy cảm với dòng chảy (FAIR): ứng dụng để lập bản đồ chức năng. Magn Reson Med.
1995;34:293-301.
10. Norris DG, Schwarzbauer C. Các tàu xung tần số vô tuyến chọn lọc vận tốc. J Magn Reson. 1999; 137: 231-236.
11. Wong EC, Cronin M, Wu WC, Inglis B, Frank LR, Liu TT. Ghi nhãn spin động mạch chọn lọc vận tốc. Magn Reson Med. 2006; 55: 1334-1341.
12. Schmid S, Ghariq E, Teeuwisse WM, Webb A, Van Osch MJP. Ghi nhãn quay động mạch chọn lọc gia tốc. Magn Reson Med. 2014; 71: 191-199.
13. Guo J, Wong EC. Tăng hiệu quả SNR trong ghi nhãn spin động mạch chọn lọc vận tốc bằng cách sử dụng nhiều mô-đun bão hòa chọn lọc vận tốc (mm-VSASL). Magn Reson Med. 2015; 74: 694-705.
14. Qin Q, van Zijl PCM. Ghi nhãn spin động mạch đã chuẩn bị sẵn vận tốc-chọn lọc-nghịch đảo. Magn Reson Med. 2016; 76: 1136-1148.
15. Duhamel G, De Bazelaire C, Alsop DC. Đánh giá sai số định lượng hệ thống trong ghi nhãn spin động mạch chọn lọc vận tốc của não. Magn Reson Med. 2003; 50: 145-153.
16. Schmid S, Heijtel DFR, Mutsaerts HJMM, et al. So sánh ghi nhãn spin động mạch chọn lọc vận tốc và gia tốc với chụp cắt lớp phát xạ positron [15O] H2O. J Cereb Blood Flow Metab. 2015; 35: 1296-1303.
17. Bolar DS, Gagoski B, Orbach DB, et al. So sánh CBF được đo bằng ghi nhãn spin động mạch chọn lọc vận tốc kết hợp và ghi nhãn spin động mạch theo xung với các kiểu dòng máu được đánh giá bằng chụp mạch thông thường ở bệnh nhi Moyamoya. Là J Neuroradiol. 2019; 40: 1842-1849.
18. Jao TR, Nayak KS. Trình diễn hình ảnh ghi nhãn tưới máu động mạch cơ tim chọn lọc vận tốc ở người. Magn Reson Med. 2017; 272-278.
19. Landes V, Javed A, Jao T, Qin Q, Nayak K. Cải thiện xung ghi nhãn chọn lọc vận tốc cho ASL cơ tim. Magn Reson Med. Năm 2020; 84: 1909-1918.
20. Zun Z, Limperopoulos C. Hình ảnh tưới máu nhau thai sử dụng ghi nhãn spin động mạch chọn lọc vận tốc. Magn Reson Med. 2018; 80: 1036-1047.
21. Harteveld AA, Hutter J, Franklin SL, et al. Đánh giá hệ thống các thiết lập ghi nhãn spin động mạch chọn lọc vận tốc để đo tưới máu nhau thai. Magn Reson Med. Năm 2020; 84: 1828-1843.
22. Bones IK, Franklin SL, Harteveld AA, et al. Ảnh hưởng của các thông số ghi nhãn và chuyển động hô hấp đến việc ghi nhãn quay động mạch chọn lọc vận tốc để chụp ảnh tưới máu thận. Magn Reson Med.
Năm 2020; 84: 1919-1932. 23. Huang Y, Sadowski EA, Artz NS, et al. Đo và so sánh thời gian giãn T1 ở vỏ và tủy thận tự nhiên và cấy ghép. J Magn Reson Hình ảnh. 2011; 33: 1241-1247.
24. Ogg RJ, Kingsley PB, Taylor JS. WET, một phương pháp khử nước không nhạy T 1- và B 1- cho quang phổ 1H NMR cục bộ in vivo. J Magn Reson Ser B. 1994; 104: 1-10.
25. Martirosian P, Klose U, Mader I, Schick F. FAIR hình ảnh tưới máu FISP thực sự của thận. Magn Reson Med. 2004; 51: 353-361.
26. Các xung Ordidge RJ, Wylezinska M, Hugg JW, Butterworth E, Franconi F. Xung nghịch đảo đã hiệu chỉnh bù tần số (FOCI) để sử dụng trong quang phổ cục bộ. Magn Reson Med. Năm 1996; 36: 562-566.
27. Yongbi MN, Branch CA, Helpern JA. Hình ảnh tưới máu bằng cách sử dụng xung FOCI RF. Magn Reson Med. 1998; 40: 938-943.
28. Clare S, Jezzard P. Ánh xạ T1 nhanh chóng bằng cách sử dụng hình ảnh phẳng tiếng vang nhiều vết. Magn Reson Med. 2001; 45: 630-634.
29. Klein S, Staring M, Murphy K, Viergever MA, Pluim J. Elastix: một hộp công cụ để đăng ký hình ảnh y tế dựa trên cường độ. IEEE Trans Med Imaging. 2010; 29: 196-205.
30. Huizinga W, Poot D, Guyader JM, et al. Đăng ký hình ảnh Groupwise dựa trên PCA cho MRI định lượng. Hình ảnh Med Hậu môn. 2016; 29: 65-78.
31. Hima Bindu C, Satya PK. Phân đoạn hình ảnh y tế hiệu quả bằng phương pháp OTSU thông thường. Int J Adv Khoa học kỹ thuật. 2012; 38: 67-74.
32. Alsop DC, Detre JA, Golay X, và cộng sự. Khuyến nghị thực hiện MRI tưới máu nhãn quay động mạch cho các ứng dụng lâm sàng: sự đồng thuận của Nhóm Nghiên cứu Truyền dịch ISMRM và Hiệp hội Châu Âu về ASL ở Bệnh sa sút trí tuệ. Magn Reson Med. 2015; 73: 102-116.
33. Sulkowska K, Palczewski P, Duda-Zysk A, et al. MRI phân tán cân nặng của thận ở những người tình nguyện khỏe mạnh và những người hiến thận còn sống. Clin Radiol. 2015; 70: 1122-1127.
34. Herscovitch P, Raichle TÔI. Giá trị chính xác của hệ số phân vùng máu não đối với nước là bao nhiêu? J Cereb Blood Flow Metab. Năm 1985; 5: 65-69.
35. Stanisz GJ, Odrobina EE, Pun J, et al. T1, T2 giãn và chuyển từ hóa trong mô ở 3T. Magn Reson Med. 2005; 54: 507-512.
36. Nery F, Gordon I, Thomas D. Hình ảnh tưới máu thận không xâm lấn sử dụng MRI ghi nhãn spin động mạch: thách thức và cơ hội. Chẩn đoán. 2018; 8: 2.
37. Harteveld AA, de Boer A, Franklin SL, Leiner T, van Stralen M, Bos C. So sánh phương pháp ghi nhãn FAIR và pCASL đa trễ để định lượng tưới máu thận ở MRI 3T. Magn Reson Mater Vật lý Biol Med. Năm 2020; 33: 81-94.
38. Ngô WC, Wong EC. Tính khả thi của ghi nhãn spin động mạch chọn lọc vận tốc trong MRI chức năng. J Cereb Blood Flow Metab. 2007; 27: 831-838.
39. Người làm vườn AG, Francis ST. Tưới máu nhiều mạch cho thận sử dụng hình ảnh song song: chiến lược thu nhận và phân tích hình ảnh. Magn Reson Med. 2010; 63: 1627-1636.
40. Hammon M, Janka R, Siegl C, và cộng sự. Tái lập các phép đo tưới máu thận với ghi nhãn spin động mạch ở MRI 1,5 Tesla kết hợp với phân đoạn bán tự động để đánh giá phân biệt vỏ não và tủy. Med (Hoa Kỳ). 2016; 95: 1-9.
41. Cutajar M, Thomas DL, Hales PW, Banks T, Clark CA, Gordon I. So sánh ASL và DCE MRI để đo lưu lượng máu thận không xâm lấn: định lượng và tái tạo. Eur Radiol. 2014; 24: 1300-1308.
42. Franklin SL, Bones IK, Harteveld AA, et al. So sánh đa cơ quan của kỹ thuật ghi nhãn spin động mạch dựa trên dòng chảy: ghi nhãn không chọn lọc về mặt không gian cho hình ảnh tưới máu não và thận. Magn Reson Med. Năm 2021; 85: 2580-2594.
43. Akiyama T, Morioka T, Shimogawa T, et al. Chụp cộng hưởng từ ghi nhãn quay động mạch với độ trễ tạo nhãn kép trong tắc động mạch cảnh trong: xác nhận bằng chụp động mạch trừ kỹ thuật số. J Đột quỵ Cerebrovasc Dis. 2016; 25: 2099-2108.
44. Lee VS, Rofsky NM, Ton AT, Krinsky GA, Weinreb JC. Chụp MR cản quang để đo các dạng sóng vận tốc động mạch thận sau tăng huyết áp mạch máu. Là J Roentgenol. 2000; 174: 499-508.