Skúmanie dynamiky označovania rýchlosti selektívneho značenia arteriálnej rotácie v obličkách

Kontakt: Audrey Hu Whatsapp/hp: 0086 13880143964 E-mail:audrey.hu@wecistanche.com

Isabell K. Bones a kol

Účel:Pre rýchlostne selektívne arteriálne spinové značenie (VSASL) bolo navrhnutéobličkovéperfúziazobrazovanie na zmiernenie výziev pri plánovaní a účinkov neistôt v čase arteriálneho tranzitu (ATT). Pri VSASL sa môže tvorba značky posunúť vo vaskulárnom strome ako funkcia medznej rýchlosti. Tu skúmame dynamiku značenia a najmä ATT renálnej VSASL a porovnávame ju s priestorovo selektívnou technikou pulzného arteriálneho spinového značenia, obnovou striedania prietoku (FAIR).Metódy:Údaje o značení arteriálnej rotácie sa získali u 7 subjektov pomocou duálneho dýchania VSASL a FAIR s piatimi oneskoreniami po označení: 400, 800, 1 200, 2 000 a 2 600 ms. Merania VSASL sa získali s medznými rýchlosťami 5, 10 a 15 cm/s, so smerom kódovania predo-zadnej rýchlosti. Kortikálny perfúzne vážený signál, časové SNR, kvantifikovanéobličkovéprietok krvi a čas arteriálneho tranzitu.Výsledky:Na rozdiel od FÉR,obličkovéVSASL už vykazoval pomerne vysoký signál pri prvých oneskoreniach po označení, pre všetky medzné rýchlosti. Najvyšší signál VSASL a časové SNR sa získali s medznou rýchlosťou 10 cm/s pri oneskorení po označení=800 ms, čo bolo skôr ako v prípade FAIR pri 1200 ms. Prispôsobené ATT na VSASL bolo menšie alebo rovné 0 ms, čo naznačuje necitlivosť ATT, ktorá bola kratšia ako pre FAIR (189 ± 79 ms, P < 0,05).="" nakoniec="" priemerná="">obličkovékrviprietok meraný s medznými rýchlosťami 5 cm/s (398 ± 84 ml/min/100 g) a 10 cm/s (472 ± 160 ml/min/100 g) boli podobné prietoku krvi obličkami meranému pomocou FAIR (441 ± 84 ml/min/100 g) (P > 0,05) s dobrými koreláciami na úrovni subjektu.Záver:Rýchlostne selektívne značenie arteriálneho spinu v obličkách znižuje citlivosť ATT v porovnaní s odporúčanou metódou pulzného arteriálneho spinového značenia, ako aj vtedy, ak sa medzná rýchlosť zvýši, aby sa znížilo falošné značenie v dôsledku pohybu. VSASL má teda potenciál ako metóda pre časovo efektívne, jednorazové, voľné dýchanieobličkovéperfúzne merania, napriek nižšiemu t SNR ako FAIR.

KĽÚČOVÉ SLOVÁoznačenie arteriálnej spiny, Buxtonova krivka, FAIR, multi-PLD ASL,obličkovéperfúzia, rýchlostne selektívne značenie

cistanche recenzie: zlepšuje funkciu obličiek

1|ÚVOD

Renálnaperfúzia je potenciálne cenným ukazovateľomobličkovéfunkciu,1, ktoré je možné zobraziť neinvazívne pomocou značenia arteriálnym spinom (ASL) MRI.2,3 Označenie arteriálnym spinom magneticky označuje protóny krvi, čím vytvára endogénny indikátor a nevyžaduje podanie kontrastnej látky. Vďaka tomu je veľmi atraktívny pre pacientov s poruchou funkcie obličiek, pre ktorých použitie kontrastných látok nie je žiaduce a potenciálne nebezpečné. Kvantitatívne hodnoty pre prietok krvi obličkami (RBF) sú užitočné na diagnostické účely, sledovanie zmien perfúzie v priebehu času v klinickej praxi, ako aj na klinický výskum. Na kvantifikáciu perfúzie je potrebné merania ASL prispôsobiť modelu opisujúcemu kinetiku krvnej značky a relaxačné procesy v čase. merania. Pravdepodobne najdôležitejším parametrom je arteriálny tranzitný čas (ATT), čo je čas, ktorý potrebuje arteriálna krv na cestu z miesta označenia do kapilár v tkanive, ktoré sa zobrazuje. ATT sa môže meniť v dôsledku fyziologického stavu súvisiaceho s vekom a pohlavím alebo patológiou (napr. renálna stenóza)5-7 a bez (alebo nesprávneho) odhadu ATT sa presnosť RBF zníži a môže viesť ku kompromisnej interpretácii. Bežne používané techniky ASL, ktoré využívajú priestorovo selektívne značenie krvi, sú vo svojej podstate citlivé na ATT, keďže označenie sa vytvára v mieste pred zobrazovacím objemom, ktorý následne prúdi do cieľového tkaniva pred odčítaním obrazu ASL.8 Jedna z najstarších priestorovo selektívne metódy ASL, prietoková alternujúca inverzia recovery (FLAIR) ASL,9 bola nedávno odporúčaná na meranie renálnej perfúzie.3

Flow-sensitized ASL je novší prístup, ktorý môže potenciálne zmierniť účinky ATT a mohol by umožniť jednorazové ASL s minimálnymi rušivými účinkami ATT.10-14 Doteraz bolo vyvinutých niekoľko techník ASL založených na toku, vrátane rýchlosti- selektívna ASL (VSASL).10,11,15 Tu je krv nasýtená, keď jej rýchlosť prúdenia prekročí zvolenú hraničnú rýchlosť (VC). Ak zvolíte dostatočne nízku hodnotu VC, značka sa vytvorí aj v malých cievach, a teda aj v rámci zobrazovacieho objemu, čím sa zníži citlivosť ATT. Ďalšou výhodou prietokovo senzibilizovanej ASL je, že nie je potrebné umiestnenie štítkovej dosky, čo zjednodušuje plánovanie vyšetrenia ASL, ktoré môže byť v obličkách komplikované. Doteraz boli prietokovo senzibilizované merania perfúzie preukázané predovšetkým v mozgu11,13,14,16,17 s nedávnymi aplikáciami v srdci18,19 a placente.20,21 Nedávno sme skúmali realizovateľnosť značenia VSASL v obličkách pri 1,5 T a preukázali, že so správne zvolenými parametrami sekvencie VSASL sa možno vyhnúť artefaktom značenia a odčítania v dôsledku (respiračného) pohybu, a to ukázalo uskutočniteľnosť VSASL preobličkovéperfúziamerania.22 Pretože nízka VC v prítomnosti respiračného pohybu môže spôsobiť falošné označenie pohybujúceho sa tkaniva, odporúča sa vyššia VC pre obličky ako napríklad pre mozog (≈ 2 cm/s) so smerom kódujúcim rýchlosť kolmo na primárny smer respiračného pohybu.11,22 Použitie VSASL s týmito vhodnými parametrami skenovania pre obličku by však mohlo posunúť predok označenia viac proti smeru prúdu vo vaskulárnom strome, čo by potenciálne mohlo znovu zaviesť citlivosť na ATT. Je preto nevyhnutné charakterizovať vývoj signálu ASL, aby sa otestovalo, ako je VSASL citlivá na ATT v obličkách.

V tejto štúdii sme skúmali štítkovú dynamiku voľného dýchaniaobličkovéVSASL a porovnali ju s odporúčanou priestorovo selektívnou pulznou technikou ASL FAIR získaním údajov ASL vo viacerých časových bodoch. Okrem toho sme hodnotili citlivosť ATTobličkovéVSASL pre rôzne nastavenia VC. Nakoniec sme porovnali hodnoty RBF získané z viacerých časových bodov medzi VSASL a FAIR.

cistanche prášok: liečba ochorení obličiek

2|METÓDY

Táto štúdia bola schválená miestnou inštitucionálnou revíznou komisiou. Pred skúškou sa od všetkých subjektov získal písomný informovaný súhlas.

2,1|Magnetická rezonancia

Táto štúdia bola vykonaná na 1,5T klinickom skeneri (Ingenia; Philips, Amsterdam, Holandsko) s použitím 28-prvkovej prijímacej cievky fázového poľa. Všetky ASL skeny boli získané s jednorazovým gradientom-echo EPI 2D odčítaním v koronálnej orientácii s akvizičnou matricou 80 × 81, EPI faktor 55 s fázovým kódovaním nohy-hlava, paralelný zobrazovací faktor 1,5 (SENSE), uhol preklopenia 90°, získaná veľkosť voxelu 3 × 3 × 6 mm a šírka pásma fázového kódovania 30,9 Hz/pixel. Dimenzovanie B0 bolo vykonané pre celé FOV 244 × 244 mm. Pozdĺž dlhej osi obličiek sa získal jeden koronálno-šikmý rez, aby sa minimalizoval pohyb cez rovinu v dôsledku dýchania; akvizícia s jedným rezom bola vybraná pre súčasnú štúdiu, aby sa zabezpečilo meranie v dobre definovanom časovom bode, hoci odčítanie viacerých rezov je rovnako uskutočniteľnou možnosťou odčítania. Pri akvizíciách FAIR sa dbalo na vylúčenie zostupnej aorty zo selektívnej inverznej dosky (podporné informácie obrázok S5). Na potlačenie tuku sa použil spektrálne selektívny čiastočný inverzný impulz a saturačné dosky sa umiestnili nad a pod zobrazovací objem, aby sa potlačil aliasing nežiaduceho signálu. Pre všetky akvizície VSASL sa vložilo oneskorenie zotavenia 3 500 ms, aby sa umožnil prítok čerstvej krvi pred aplikáciou následného značiaceho impulzu (obrázok 1).

OBRÁZOK 1 A, Časovanie sekvencie sekvencie selektívneho arteriálneho spinového značenia (VSASL) pre jeden čas opakovania (TR). Po rýchlostne selektívnom (VS) značkovacom module na začiatku sekvencie nasleduje oneskorenie po označení (PLD), počas ktorého boli aplikované dve neselektívne (NS) inverzie na potlačenie pozadia a tesne pred získaním obrazu (Acq), bol aplikovaný druhý modul VS. Všimnite si, že druhý modul VS je prepojený s modulom na získavanie obrazu a podľa toho sa posúva s PLD. Sekvencia končí postsaturačným impulzom na elimináciu zvyškovej magnetizačnej modulácie pre nasledujúce merania. B, Načasovanie sekvencie striedania inverzie-obnovenia toku (FAIR) pre jeden TR. Pred a postsaturačný impulz bol aplikovaný pred modulom označovania FAIR. Počas PLD boli aplikované dva neselektívne inverzné impulzy, po ktorých nasledovalo získanie obrazu. Poznámka: Časovanie diagramu nie je v mierke

Signál pozadia bol potlačený pomocou dvoch hyperbolických sekčných inverzných impulzov uskutočnených po označení. Časovanie inverzných impulzov potlačenia pozadia (BGS) bolo prispôsobené pre každé oneskorenie po označení (PLD), aby sa dosiahlo maximálne 90 percentné potlačenie signálu obličiek na základe Blochových simulácií vykonaných v MATLAB (vydanie 2019b; The MathWorks, Natick, MA) berúc do úvahy hodnoty T1 obličiek z literatúry o 1057-1183 ms v kortexe a 1389-1573 ms v dreni.23 Účinnosť inverzie BGS sa považovala za 0,95 (tj strata 5 percent signál ASL) pre každý impulz BGS, ktorý bol aplikovaný.

2,2|Rýchlostne selektívna príprava etikety

Pri VSASL sa krvný štítok vytvára aplikáciou gradientov senzibilizujúcich pohyb. V stave označenia modul selektívny na pohyb (VS) obsahuje gradienty senzibilizujúce pohyb, ktoré nasýtia rotácie, ktoré tečú rýchlejšie ako medzná rýchlosť VC, zatiaľ čo v kontrolnom stave sú gradienty senzibilizujúce na pohyb vypnuté a magnetizácia krvi zostáva zachovaná. nedotknutý.11 V duálnom VSASL sa tesne pred odčítaním obrazu aplikuje druhý modul VS, ktorý má povolené rovnaké gradienty senzibilizácie prietoku v kontrolnom aj štítkovom stave, čo eliminuje signál krvi s v > VC, a tým odstraňuje signál z veľkých žíl a tepien.11 Oba moduly VS zoslabia signál VSASL v dôsledku relaxácie a difúzneho váženia T2, čo by sa malo brať do úvahy pri kvantifikácii.11,22

Na začiatku sekvencie boli na zobrazovaciu oblasť (nazývané postsaturácia) aplikované 4 saturačné impulzy techniky vodnej excitácie (WET)24, aby sa eliminovala zvyšková modulácia magnetizácie z predchádzajúcich meraní. Po postsaturácii nasledovalo pevné oneskorenie zotavenia 3,5 sekundy, takže každé meranie malo rovnakú počiatočnú magnetizáciu.

2,3|Príprava štítku so striedavou inverziou a obnovou toku

Značenie so striedavou inverziou-obnovením toku bolo implementované tak, ako bolo opísané vyššie.25 Stručne, v kontrolných podmienkach sa používa slabo selektívna inverzia obsahujúca zobrazovací rez a v podmienkach označenia sa používa neselektívna inverzia. Pre selektívnu aj neselektívnu inverziu sa použil adiabatický frekvenčný offset – korigovaný inverzný impulz (FOCI). 90 stupňový impulz sa aplikoval na zobrazovaciu oblasť priamo pred inverzným impulzom a po ňom. Selektívna inverzná doska bola o 10 mm širšia ako hrúbka rezu.

2,4|Experimenty s magnetickou rezonanciou

Okrem hlavných experimentov sme najprv určili príspevok difúzneho váženia a vírivých prúdov k signálu VSASL v agarózovom fantóme, najmä so zameraním na akvizície s krátkym PLD. (Podrobné metódy a výsledky nájdete v podporných informáciách.)

U 7 zdravých jedincov (vek 23-34, 2 muži) sa údaje VSASL a FAIR obličkovej ASL získali počas voľného dýchania. Sekvenčné diagramy sú znázornené na obrázku 1. Pre obe techniky ASL boli merania uskutočnené v piatich časových bodoch (PLD=400, 800, 1200, 2000, 2600 ms). Signálne krivky VSASL boli vzorkované pre tri rôzne medzné rýchlosti: 10 cm/s (VSASL10), o ktorom sa preukázalo, že obmedzuje falošné značenie pochádzajúce z hromadného pohybu obličiek, 22 a 5 cm/s a 15 cm/s ( VSASL5 a VSASL15). Zmena medznej rýchlosti sa dosiahla iba zvýšením intenzity gradientu, pričom sa efektívne trvanie VS modulu 50 ms udržiavalo konštantné. Aby sa minimalizovalo riziko falošného značenia, gradienty senzibilizujúce prietok VSASL sa aplikovali v predozadnom smere.22 Časovanie impulzov inverzie potlačenia pozadia je uvedené v tabuľke 1.

Údaje pre každý PLD sa získali v samostatných akvizíciách, ktoré pozostávali z 13 párov značka-kontrola. Protokol bol usporiadaný do sád, ktoré obsahovali všetky PLD pre danú techniku ​​ASL (alebo nastavenie VC), ako aj samostatne získaný M0 obrázok. Poradie súborov, ako aj poradie akvizícií v rôznych PLD v rámci súboru sa medzi subjektmi náhodne menilo. Mapovanie T1 sa uskutočnilo raz, na konci protokolu. Obraz M0, v podstate sken FAIR/VSASL bez označenia ani pulzov BGS, sa získal s tromi opakovaniami, ktoré sa po opätovnom usporiadaní spriemerovali na zlepšenie SNR. V prípade VSASL sa snímka M0 získala vrátane RF impulzov značky VS, ale so zakázanými gradientmi senzibilizácie na pohyb, aby sa dosiahlo podobné váženie T2 ako na snímkach odčítania ASL. Mapa T1 sa získala pomocou cyklovanej viacrezovej sekvencie inverzie-obnovenia28 s 11 inverznými časmi, ktorá sa použila na segmentáciu oblasti obličiek, ako aj na poskytnutie hodnôt T1 voxelovým spôsobom na kvantifikáciu perfúzie.

2,5|Analýza dát

Spracovanie obrazu a analýzy sa uskutočňovali pomocou vlastných skriptov v MeVisLab (verzia 2.8.2; MeVis Medical Solutions, Brémy, Nemecko).

Retrospektívna korekcia pohybu sa vykonala pomocou sady nástrojov Elastix29 s B-spline interpolátorom, adaptívnym stochastickým gradientom zostupu optimalizátorom a B-spline zásobníkovou transformáciou. Problémy s registráciou krížového kontrastu spôsobené BGS a rozdiely v parametroch medzi sekvenciami boli zohľadnené pomocou skupinovej metriky založenej na analýze hlavných komponentov.30 Korekcia pohybu bola aplikovaná oddelene na obličku. Obrysy celých obličiek sa nakreslili ručne na obrázok M0. Pred registráciou boli obrázky orezané na veľkosť obličky, aby sa skrátil čas spracovania.

Voxelový relaxačný čas T1 sa vypočítal prispôsobením funkcie monoexponenciálnej obnovy intenzite 11 obrazov obnovy inverzie. Na subjekt sa výsledná mapa T1 použila na následnú segmentáciu celej oblasti obličiek, ktorá je predmetom záujmu, do troch oblastí: kôra, dreň a iné (vrátane obličkového zberného systému a žíl). Segmentácie sa uskutočňovali pomocou metódy Otsu, čo je prahový prístup založený na intenzite31 s manuálnou úpravou prahu na základe histogramu intenzity, kde to bolo potrebné. Aby sa predišlo účinkom čiastočného objemu počas ďalšej analýzy, oblasti obličiek boli erodované pomocou jadra 2 × 2 (obrázok 2).

OBRÁZOK 2 A, mapa T1 1 reprezentatívneho subjektu. B, Prekrytie celej oblasti záujmu obličiek, segmentované na kôru (zelená), dreň (červená) a zvyšok (žltá). C, Prekrytie kortikálnej oblasti, pred a (D) po erózii

Odmietnutie odľahlých hodnôt bolo aplikované na registrované páry značka-kontrola po odčítaní. Odčítania (AM) boli zahrnuté len pre ďalšiu analýzu, keď > 80 percent (empiricky zvolený prah) voxelov v obličkách malo hodnotu menšiu ako ±2 SD od priemernej hodnoty voxelov celkových opakovaní. Tým sa odstránili ďalšie odľahlé hodnoty v dôsledku falošného označovania. Zostávajúce obrázky odčítania boli spriemerované počas opakovaní a delené zodpovedajúcim M0 na normalizáciu, čím sa získali normalizované obrázky vážené perfúziou. Dynamické správanie vygenerovanej značky bolo hodnotené výpočtom perfúzne váženého signálu (PWS=AM/M0 x 100 percent) spriemerovaného cez kortikálne voxely v oboch obličkách pre každú PLD. Okrem toho bol nameraný PWS s VSASL kompenzovaný za rozpad T1 delením s e−t∕T1, s použitím T1 krvi s 1350 ms,32 na uľahčenie analýzy akumulácie značky a odhalenia základnej dynamiky značky. Okrem toho boli zaznamenané a vypočítané priemerné časové SNR (t SNR) celkové kortikálne voxely a vypočítané ako pomer priemerného signálu váženého perfúziou v čase (μΔM) a časovej SD (σΔM): t SNR=μΔM/σΔM .

Pre kvantitatívnu analýzu boli kortikálne PWS mapy vyhladené, aby sa znížil šum a stabilizovalo prispôsobenie modelu. Gaussovo jadro s 1- cm SD bolo aplikované špecificky na voxely v kortikálnej maske pomocou normalizovanej konvolúcie na vylúčenie príspevkov z voxelov mimo masky. Potom sa vypočítali voxelové RBF (v ml/min/100 g) a ATT (ms) prispôsobením Buxtonovho všeobecného kinetického modelu pre pulznú ASL k údajom multi-PLD,4 s úpravami pre VSASL s ohľadom na príspevok signálu z difúzneho váženia a použitie druhého modulu VS (drviča), ako bolo opísané vyššie (Rovnica 2).22

Podľa štandardného kinetického modelu možno dynamiku signálu VSASL opísať v troch fázach:

Pre FAIR kvantifikáciu boli použité nasledujúce rovnice Buxtonovho modelu:

kde_BGSje účinnosť inverzie BGS (0,95); dual je škálovací termín na korekciu útlmu signálu v dôsledku aplikácie druhého modulu s e(−b ⋅ADC_obličky) ⋅ _VS, 22, kde b je b-hodnota gradientovej schémy (líši sa s VC); a ADCkidney je tkanivové ADC 2,26 ⋅ 1{{1{19}}}}−3 mm2 /s.33 Hodnota Adiffffusion koriguje očakávaný difúzny útlm počas stavu označenia a QP(t) je bezrozmerný výraz ako je definované v rovnici 3 Buxtona et al.4 Získané hodnoty ΔM z viacerých PLD, M0 a T1 tkaniva boli poskytnuté zodpovedajúcemu dvojkompartmentovému modelu spolu s predpokladanými hodnotami z literatúry pre T1 arteriálnej krvi pri 1,5 T 1350 ms .32 λ je rozdeľovací koeficient medzi tkanivom a krvou 0,9 ml/g,34 a_FÉRje účinnosť označovania pre FÉR ({{0}}.95). M0t je rovnovážna magnetizácia tkaniva. Účinnosť označovania VS VS je určená rozpadom T2 počas označovania,_VS{{0}} e−TEVS∕T2b, 11, kde TEVS je trvanie jedného modulu VS a T2b je T2 arteriálnej krvi (290 ms pri 1,5 T).35 Ako sme získali naše snímky M0 s dvoma modulmi VS, s RF impulzmi, ale bez gradientov senzibilizácie na pohyb, boli zoslabené₂VS, zrušenie tohto faktora v rovniciach 1-3. V našej implementácii bola PLD ekvivalentná t v rovniciach 1-5. To isté platí aj pre VSASL, keďže zobrazovací modul sme umiestnili priamo za druhý modul VS. Ako je tiež bežné vo FAIR, trvanie bolusu (BD) vo VSASL sa preto vzťahuje na maximálny časový rozsah označeného bolusu, ktorý sa vytvoril vo vaskulatúre.

Na stabilizáciu procesu lícovania boli pre fitovanie poskytnuté limity pre voľné parametre. Dôležité je, že tieto limity sa líšili od stanovenia ATT a RBF. Aby sa zodpovedalo ATT, limity boli nastavené na -400 ms až 1000 ms, aby sa umožnili negatívne ATT, ktoré sa môžu vyskytnúť (napr. v dôsledku šumu), ako sa očakávalo pre VSASL. Aby sa vyhovelo týmto negatívnym ATT, horný limit BD poskytnutý prispôsobeniu bol nastavený na 3600 ms, čo je viac ako naša posledná PLD. Kinetický model VSASL4 v rovniciach 1-3 však poskytuje identickú ΔM (PWS) pre ATT < 0="" ako="" pre="" att="0" a="" ponechanie="" negatívnych="" att="" pri="" preložení="" rbf="" by="" viedlo="" k="" chybným="" hodnotám="" rbf;="" čitateľ="" sa="" odvoláva="" na="" podporné="" informácie,="" obrázok="" s6,="" kde="" je="" znázornený="" buxtonov="" kinetický="" model="" pre="" iný="" režim="" att.="" preto="" pre="" prispôsobenie="" rbf="" boli="" hodnoty="" att="" obmedzené="" na="" 0="" ms="" a="" horný="" limit="" bd="" bol="" nastavený="" na="" náš="" posledný="" bod="" merania="" 2600="" ms.="" na="" subjekt="" sa="" určili="" stredné="" hodnoty="" pre="" parametre="" rbf="" a="" att="" celkových="" kortikálnych="" voxelov="" a="" uviedli="" sa="" priemerné="" hodnoty="" u="" všetkých="" subjektov.="" preložené="" hodnoty="" pre="" bd="" sa="" neuvádzajú="" z="" dôvodu="" krátkeho="" pozorovacieho="" okna="" (0-2600="" ms)="" a="" menej="" nápadných="" prvkov="" v="" krivke="" signálu="">

Všetky štatistické analýzy boli vykonané pomocou GraphPad Prism 8 verzie 8.0.1(244) pre Windows (GraphPad Software, San Diego, CA). Rozdiely vo fit parametroch RBF a ATT medzi technikami ASL a VSASL VC boli testované pomocou párových Friedmanových alebo Wilcoxonových testov s hladinou významnosti 0,05 a korekciou pre viacnásobné porovnania.

extrakt z cistanche deserticola: liečba ochorení obličiek

3|VÝSLEDKY

Fantómové experimenty potvrdili, že príspevky efektov vírivých prúdov a difúzneho útlmu k signálu VSASL boli zanedbateľné (<0.02% of="" δm).="" (see="" the="" supporting="" information="" for="" detailed="">

Falošné značenie, ako je opísané v predchádzajúcej literatúre22, sa pozorovalo iba s VC=5 cm/s u 3 zo 7 subjektov s jedným, dvomi a štyrmi ovplyvnenými opakovaniami; ovplyvnené obrázky subtrakcie boli identifikované a vyradené z analýzy postupom odmietnutia odľahlých hodnôt.

Perfúziou vážené obrázky s jasným kortiko-medulárnym kontrastom sa získali všetkými technikami ASL pre všetky subjekty. Toto je uvedené pre 1 subjekt na obrázku 3, zobrazujúce obrázky vážené perfúziou obličiek získané počas voľného dýchania pomocou VSASL s rôznymi medznými rýchlosťami, ako aj odporúčané priestorovo selektívne FAIR. Celková PWS FAIR bola vyššia ako signál nameraný s VSASL, bez ohľadu na medznú rýchlosť, čo možno vysvetliť inverziou pre FAIR oproti saturácii pre VSASL.

OBRÁZOK 3 Jednorezové perfúzne vážené snímky (AM/M0) 1 subjektu boli získané v piatich rôznych časových bodoch pomocou FAIR (A), VSASL5 (B), VSASL10 (C) a VSASL15 (D) . Mierka sa medzi technikami udržiavala konštantná, aby sa uľahčilo porovnanie intenzity signálu

Obrázok 4 ukazuje skupinové priemerné kortikálne krivky PWS pre všetky techniky ASL pred (obrázok 4A) a po (obrázok 4B) kompenzáciou T1, ako aj lineárne prispôsobenie prvým časovým bodom (obrázok 4C). Pre výsledky na úrovni subjektu sa čitateľ odkáže na podporné informácie, obrázok S4. Kvalitatívne sme pozorovali, že v čase t=400 ms začínajú krivky VSASL oveľa bližšie k svojmu maximálnemu signálu (VSASL5=63 percent a VSASL{{10}} percent) ako FAIR (34 percent ). Krivka PWS VSASL15 bola nižšia ako krivky s nižšími VC vo všetkých časových bodoch. Maximálny vrchol PWS generovaný saturáciou založenou na prietoku bol pozorovaný pre VSASL10 pri približne 800 ms s PWS 3,35 ± 0,83 percenta. Pre FAIR, s použitím selektívnej inverzie, bol vrchol PWS pozorovaný neskôr, približne pri 1200 ms, s 5,98 ± 0,70 percenta.

Rovnaký trend bol zaznamenaný aj v prípade t SNR. Maximálne t SNR generované saturáciou založenou na prietoku sa zistilo pre VSASL10 s 1,37 ± 0,33, po ktorom nasledoval VSASL5 s 1,26 ± 0,26 a VSASL15 s 0 .82 ± 0.29. Metóda FAIR poskytla celkovo najvyšší t SNR 3,30 ± 0,72 so selektívnou inverziou.

Po kompenzácii T1 sa krivka FAIR PWS silne lineárne zvýšila pre celý rozsah meraných časových bodov (obrázok 4B). Krivky VSASL PWS sa zvyšovali, až kým ich špičkový signál nedosiahol pri 800 ms alebo 1200 ms; po vrchole sa sploštili. Tento tvar naznačuje kratší BD a / alebo kratší ATT pre VSASL ako pre FAIR, pretože sa pozorovalo, že akumulácia signálu sa zastavila pre VSASL pri dlhších PLD. Okrem toho sa zdá, že všetky krivky signálu VSASL majú prechod nulou blízko začiatku (obrázok 4B, C) alebo v negatívnom rozsahu, čo naznačuje tvorbu označenia vo vnútri tkaniva, zatiaľ čo pre FAIR je prechod nulou v neskoršom bode pozitívny rozsah, čo naznačuje tvorbu značky ďalej od cieľového tkaniva.

OBRÁZOK 4 A, Signálne krivky skupinového priemeru značenia arteriálneho spinu (ASL) založené na kortikálnych voxeloch získaných pre VSASL5 (zlatá), VSASL10 (čierna) a VSASL15 (hnedá) a FAIR (prerušovaná, šedá). B, Po kompenzácii T1 je vrchol pre VSASL15 viditeľný pri približne 1200 ms (oranžová šípka), čo naznačuje akumuláciu signálu. C, Lineárna regresia prispôsobená hodnotám T1-kompenzovaného perfúziou váženého signálu (PWS) na vzostupnú stranu podľa techniky ASL. Krivky VSASL pretínajú os x na zápornej časovej osi, zatiaľ čo FAIR pretína nulu v kladnom čase t

Kvantitatívne výsledky z prispôsobenia údajov multi-PLD ASL pre FAIR a VSASL do rovníc 1-5 ukazujú skupinový priemer kortikálneho ATT pre VSASL menší ako 0 ms, nezávisle od VC (obrázok 5 a tabuľka 2) ( P > 0,05). Neprítomnosť pozitívnych ATT pre VSASL naznačuje generovanie značky blízko alebo vo vnútri cieľového tkaniva, čo podporuje predpokladanú vlastnosť necitlivosti ATT. Naproti tomu pre FAIR sa zistil pozitívny skupinový priemer kortikálneho ATT 189 ± 79 ms, ktorý je väčší ako pre VSASL pre všetky VC (obrázok 5) (P < 0,05).="" tieto="" kvantitatívne="" výsledky="" att="" sú="" v="" súlade="" s="" našimi="" predchádzajúcimi="" kvalitatívnymi="" pozorovaniami="" založenými="" na="" krivkách="">

V dôsledku nízkeho t SNR pri neskorých PLD a krátkeho pozorovacieho okna (0-2600 ms), kvantitatívne hodnoty BD neviedli k spoľahlivému meraniu na potvrdenie kvalitatívneho pozorovania kratšej BD pre VSASL ako pre FAIR.

OBRÁZOK 5 Priemerný kvantifikovaný kortikálny arteriálny tranzitný čas (ATT) na individuálnej úrovni (N=7) pre FAIR a VSASL s medznými rýchlosťami 5 cm/s, 10 cm/s a 15 cm/s (VSASL5, VSASL10 a VSASL15), ktoré sú výsledkom viacerých prispôsobení PLD. Skupinový priemer ATT VSASL je negatívny, zatiaľ čo FAIR má pozitívny ATT. Modré čiary označujú priemer a SD

Skupinové priemerné hodnoty kortikálneho RBF 441 ± 84 ml/min/100 g pre FAIR, 398 ± 84 ml/min/10}0 g pre VSASL5 a 472 ± Zistilo sa 160 ml/min/100 g pre VSASL10 (obrázok 6A a tabuľka 2) bez významného rozdielu (P > 0,05). Pre VSASL15 sa zistila nižšia skupinová priemerná hodnota kortikálneho RBF 308 ± 84 ml/min/100 g (P < 0,05).="" korelačná="" analýza="" rbf="" (obrázok="" 6b)="" medzi="" fair="" a="" vsasl="" s="" rôznymi="" vc="" ukázala="" dobrú="" koreláciu="" na="" individuálnej="" úrovni,="" čo="" podporujú="" hodnoty="" lineárnej="" regresie="" r2="" 0,71="" pre="" vsasl5,="" 0,80="" pre="" vsasl10="" a="" 0,61="" pre="" vsasl15="" (všetky="" vzhľadom="" na="" fair)="">

OBRÁZOK 6 A, Priemerný kvantifikovaný kortikálny renálny prietok krvi (RBF) na individuálnej úrovni (N=7) pre FAIR a VSASL s medznými rýchlosťami 5 cm/s, 10 cm/s a 15 cm/s (VSASL5 , VSASL10 a VSASL15), ktoré sú výsledkom viacerých prispôsobení PLD. Modré stĺpce označujú priemer a SD. B, Korelačné grafy s lineárnymi regresnými čiarami (čierne) kortikálnych hodnôt RBF meraných s FAIR a VSASL medznými rýchlosťami 5 cm/s, 10 cm/s a 15 cm/s. Čiary identity sú zobrazené bodkovanými šedými čiarami

výhody cistanche deserticola: prevencia zlyhania obličiek

4|DISKUSIA

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), o ktorých sa predtým preukázalo, že zabraňujú poškodeniu (respiračného) pohybu označenia VS v obličkách počas získavania voľného dýchania. Po kompenzácii T1 sa pozoroval nárast perfúzneho signálu smerom k vrcholu pri 800-1200 ms pre VSASL pre všetky medzné rýchlosti (obrázok 4B), čo podporuje, že sme skutočne merali akumuláciu značky. Výsledky ukázali, že absolútna sila signálu, ako aj t SNR, sa menili ako funkcia medznej rýchlosti a vrchol PWS a t SNR boli maximálne pre VSASL10 (obrázok 3). T1-kompenzované krivky naznačujú kratší BD pre VSASL ako pre FAIR; to však ešte treba kvantitatívne potvrdiť. Nakoniec, kvantitatívne hodnoty RBF VSASL s medznými rýchlosťami 5 cm/sa 10 cm/s ukázali dobrú koreláciu s RBF meraným pomocou FAIR.

Predchádzajúce štúdie dynamiky označenia FAIR v obličkách uvádzali priemernú hodnotu ATT v rozsahu 110 ms až 500 ms36,37, ako aj špičkový signál pri približne 1400 ms,37 čo je podobné pozorovaniam z tejto štúdie s ATT asi 200 ms a vrchol asi 1200 ms. Pre porovnanie, priemerné hodnoty ATT uvádzané pre pseudokontinuálnu ASL so značením nad obličkami sa pohybujú od 700 ms do 1230 ms.36,37 Zatiaľ sú skúsenosti s VSASL a jeho dynamikou označenia v obličkách obmedzené. V mozgu však štúdia VSASL s nižšími medznými rýchlosťami okolo 2 cm/s tiež ukázala necitlivosť priemerného signálu VSASL v sivej hmote na účinky oneskorenia arteriálneho tranzitu, s vysokým signálom už v skorých časových bodoch, po ktorom rýchlo nasledoval špičkový signál a rýchly pokles signálu hneď po vrchole.13 Okrem toho táto štúdia tiež ukázala pulznú dynamiku označenia ASL s väčším oneskorením prenosu a neskorším vrcholom v porovnaní s VSASL; preto sú naše nálezy v obličkách do značnej miery v súlade s týmito nálezmi v mozgu.

Hodnota VC ovplyvnila dynamiku označenia kvalitatívne aj kvantitatívne. Po prvé, pre VC=15 cm/s bol signál PWS nižší vo všetkých časových bodoch ako pre ostatné študované VC, čo sa odrazilo aj v hodnote RBF, ktorá bola nízka v porovnaní s VC=5 cm/ s a 10 cm/s a FAIR. Predpokladáme, že to odráža obmedzený objem krvi prúdiaci rýchlosťou presahujúcou 15 cm/s v predozadnom smere, aspoň počas časti srdcového cyklu. V literatúre o mozgovej VSASL sa tieto rozdiely veľkosti signálu už pripisujú variáciám v krvnom poole, ktorý je označený ako funkcia VC. 38 Podobne v myokarde bola pozorovaná redukcia signálu ASL s vyššou VC (10-40 cm/s).18

Je zaujímavé, že pri 800 ms sme pozorovali konzistentne vyšší signál pre VSASL10 ako pre VSASL5. Presná príčina tohto pozorovania zostáva nejasná, ale môže súvisieť s orientáciou vaskulatúry vzhľadom na gradient prietokového kódovania (najmä v blízkosti predného konca označeného bolusu) a/alebo nesúladom účinku rýchlostne selektívneho saturácia pre distribúciu rýchlosti prietoku krvi počas označovania (prvý modul VS) a rozdrvenia (druhý modul VS).

Získali sme relatívne vysoké hodnoty kortikálnej RBF (441 ± 84 ml/min/100 g pre FAIR a 472 ± 160 ml/min/100 g pre duálnu VSASL10) v porovnaní s predtým uvádzanými priemernými hodnotami kortikálnej RBF v rozmedzí od 195 do 362 ml/min. /100 g merané pomocou FAIR, 37,39-41 158-410 ml/min/100 g s použitím pseudokontinuálnej ASL, 2,37 a 264 ± 34 ml/min/100 g s použitím duálnej VSASL.22 Niekoľko faktorov však môže hrali tu úlohu: rozdiely v nastaveniach sekvencie VSASL, ako je smer kódovania rýchlosti a medzná rýchlosť, aplikácia BGS, detekcia odľahlých hodnôt, korekcia pohybu, ako aj voľby inicializácie parametrov kinetického modelu a limitov. Dôležitým faktorom je definícia kortikálnej oblasti záujmu, ktorá bola v našej štúdii vykonaná pomerne striktne, aby poskytla kortikálne hodnoty relatívne neovplyvnené čiastočným objemom s dreňom alebo pozadím.

Okrem toho pre všetky experimenty VSASL mala priemerná hodnota ATT tendenciu byť negatívna. Negatívne ATT boli tiež hlásené v predchádzajúcej štúdii prispôsobenej údajom multi-PLD VSASL v mozgu,13 ktorá tieto negatívne hodnoty pripisovala hluku. Podporujeme hypotézu, že hluk prispieva k negatívnym ATT - najmä preto, že sme pozorovali, že so zníženým PWS pre VSASL15 (tj najnižší t SNR) bol ATT negatívnejší. Neprítomnosť pozitívnych ATT pre VSASL podporuje jeho necitlivosť na ATT, ktorá bola pozorovaná aj pri vyšších VC, čím sa odôvodňuje použitie vyšších VC na merania renálnej perfúzie bez falošného značenia vyvolaného pohybom.

Prispôsobené hodnoty BD neboli v tejto práci uvedené, pretože sme mali skúsenosť, že nízky t SNR a rozsah získaných PLD obmedzujú ich presnosť. Toto by nemalo ovplyvniť kvantifikáciu RBF, pokiaľ PLD < bd,="" a="" predpokladáme,="" že="" att="0" v="" súlade.="" bd="" je="" ukotvené="" v="" neskorších="" častiach="" krivky,="" okolo="" a="" oveľa="" po="" vrchole,="" ktorý="" je="" najviac="" ovplyvnený="" nízkym="" t="" snr="" v="" dôsledku="" rozpadu="" t1.="" aj="" keď="" na="" základe="" našich="" kvalitatívnych="" výsledkov="" sa="" zdá,="" že="" vsasl="" bd="" je="" kratší="" ako="" fair="" bd="" (obrázok="" 4a),="" pretože="" po="" zistení="" vrcholu="" (v="" porovnaní="" s="" fair)="" došlo="" k="" rýchlejšiemu="" poklesu="" signálu="" kriviek="" vsasl.="" dokonca="" aj="" po="" kompenzácii="" t1="" na="" obrázku="" 4b="" krivky="" vsasl="" nesledujú="" lineárny="" nárast="" v="" porovnaní="" s="">

Nižšia hodnota t SNR pre VSASL ako pre FAIR (saturácia vs inverzia)11,13,16 môže ovplyvniť stabilitu prispôsobenia a tým zavádza väčšiu závislosť od limitov pre parametre voľného prispôsobenia, ATT a BD. Vzhľadom na to, že sme dôsledne merali vrchol PWS pri 800 ms pre VSASL10 (podporné informácie, obrázok S4) a naše výsledky naznačili necitlivosť ATT (ATT=0), pre robustnú kvantifikáciu VSASL RBF by mohlo byť výhodnejšie získať jednorazové -bod VSASL, bez nutnosti dosadzovania parametrov ATT a BD. Upozorňujeme, že tento jediný časový bod by sa nemal zvoliť príliš neskoro, pretože informácie o RBF sú väčšinou v náraste (T1-kompenzovaného) PWS až do 800-1000 ms, pred koncom bolusu a dochádza k podstatnému poklesu T1 signálu. Merania v jednom časovom bode by boli zároveň časovo efektívnejšie a umožnili by nám získať vyšší počet opakovaní na zvýšenie SNR.

Na zvýšenie SNR rýchlostno-selektívneho značenia boli prezentované sľubné metódy, ako je rýchlostne selektívna inverzia14 a opakovaná aplikácia rýchlostne selektívnych saturačných modulov.13 Prvé pokusy s ich aplikáciou v obličkách sa nedávno uskutočnili v obličkách a priniesli sľubné výsledky. .42

Naopak, nemôžeme očakávať, že VSASL necitlivá na ATT bude veľmi užitočná v aplikáciách, v ktorých sú dôležité rozdiely v ATT; tu by sa mali zvážiť alternatívne ATT-senzitívne, priestorovo selektívne metódy ASL. To už bolo preukázané v mozgu v štúdii zahŕňajúcej pacientov s Moyamoyou,17 v ktorej sa VSASL použila na presné meranie prietoku krvi mozgom a na meranie ATT sa použila priestorovo selektívna pulzná technika ASL. V prípadoch tranzitných oneskorení v mozgu, ako u pacientov s Moyamoyou a karotídovou oklúziou, môže byť perfúzia podhodnotená pri získavaní priestorovo selektívnej ASL v jednom bode.17,43 Namiesto toho sa pri priestorovo selektívnej ASL navrhli metódy s viacerými bodmi. sa v týchto skupinách pacientov aplikuje.43 VSASL však bola prezentovaná aj ako presnejšia jednobodová alternatíva.17 Merania vo viacerých bodoch nemusia byť klinicky žiaduce, pretože predlžujú čas skenovania. Sila ATT-necitlivej VSASL teda spočíva v scenári patologických stavov s pomalším prietokom krvi, ako je stenóza renálnej artérie44 alebo oklúzia segmentálnych artérií, čo poskytuje presné meranie perfúzie s rýchlym meraním v jednom bode. V takýchto populáciách pacientov s vysokou pravdepodobnosťou oneskorenia ATT by sa táto výhoda dala pekne demonštrovať. Napriek tomu by sa mala klinická použiteľnosť VSASL u pacientov s obličkami ešte preskúmať.

na čo sa cistanche používa: predchádzať poškodeniu obličiek

5|ZÁVERY

Výsledky tejto štúdie ukazujú, že metóda značenia VSASL založená na prietoku znížila citlivosť ATT na meranie perfúzie obličiek pri voľnom dýchaní v porovnaní s FAIR. Citlivosť ATT bola stále znížená pre VC=10 cm/s, čo umožňuje meranie perfúzie obličiek pri voľnom dýchaní bez falošného značenia vyvolaného pohybom. Táto metóda má teda potenciál ako technika necitlivá na ATT pre časovo efektívne merania RBF, napriek nižšiemu t SNR ako FAIR, u pacientov, ktorí majú kompromisy, môže prietok inak spôsobiť chyby.

POĎAKOVANIE

Autori ďakujú spoločnosti MeVis Medical Solutions (Brémy, Nemecko) za poskytnutie prostredia na spracovanie a vizualizáciu medicínskeho obrazu, ktoré bolo použité na analýzu obrazu.

KONFLIKT ZÁUJMOV

Marijn van Stralen je spoluzakladateľom a akcionárom spoločnosti MRIguidance BV

LITERATÚRA

1. Selby NM, Blankestijn PJ, Boor P a kol. Biomarkery magnetickej rezonancie pre chronické ochorenie obličiek: pozičný dokument z európskej spolupráce v oblasti vedy a techniky PARENCHIMA. Transplantácia nefrolového číselníka. 2018;33(Suppl 2):ii4-ii14.
2. Odudu A, Nery F, Harteveld AA, a kol. Arteriálne spinové značenie MRI na meranie renálnej perfúzie: systematický prehľad a vyhlásenie. Transplantácia nefrolového číselníka. 2018;33(Suppl 2):ii15-ii21.
3. Nery F, Buchanan CE, Harteveld AA, a kol. Technické odporúčania založené na konsenze pre klinickú transláciu renálnej ASL MRI. Magn Reson Mater Physics, Biol Med. 2020; 33:141-161.
4. Buxton RB, Frank LR, Wong EC, Siewert B, Warach S, Edelman RR. Všeobecný kinetický model pre kvantitatívne perfúzne zobrazovanie s arteriálnym spinovým značením. Magn Reson Med. 1998;40:383-396.
5. Campbell AM, Beaulieu C. Optimalizácia parametrov značenia pulzného arteriálneho spinu pre staršiu populáciu. J Magn Reson Imaging. 2006;23:398-403.
6. Liu Y, Zhu X, Feinberg D, a kol. Štúdia značenia arteriálneho spinu MRI o účinkoch veku a pohlavia na hemodynamiku perfúzie mozgu. Magn Reson Med. 2012; 68:912-922.
7. Richter CS, Krestin GP, ​​Eichenberger AC, Schöpke W, Fuchs WA. Posúdenie stenózy renálnej artérie fázovo kontrastnou magnetickou rezonančnou angiografiou. Eur Radiol. 1993; 3:493-498.
8. Wong EC. Úvod do techník označovania ASL. J Magn Reson Imaging. 2014; 40:1-10.
9. Kim SG. Kvantifikácia relatívnej zmeny cerebrálneho prietoku krvi technikou prietokovo citlivej striedavej inverznej obnovy (FAIR): aplikácia na funkčné mapovanie. Magn Reson Med.
1995;34:293-301.
10. Norris DG, Schwarzbauer C. Rýchlostné selektívne rádiofrekvenčné impulzy. J Magn Reson. 1999;137:231-236.
11. Wong EC, Cronin M, Wu WC, Inglis B, Frank LR, Liu TT. Rýchlostne selektívne značenie arteriálneho spinu. Magn Reson Med. 2006;55:1334-1341.
12. Schmid S, Ghariq E, Teeuwisse WM, Webb A, Van Osch MJP. Značenie arteriálneho spinu selektívne pri zrýchlení. Magn Reson Med. 2014;71:191-199.
13. Guo J, Wong EC. Zvýšená účinnosť SNR pri rýchlostnom selektívnom arteriálnom spinovom označovaní s použitím modulov saturácie selektívnych pri rýchlosti (mm-VSASL). Magn Reson Med. 2015;74:694-705.
14. Qin Q, van Zijl PCM. Značenie arteriálneho spinu pripravené na rýchlosť-selektívnu inverziu. Magn Reson Med. 2016; 76:1136-1148.
15. Duhamel G, De Bazelaire C, Alsop DC. Hodnotenie systematických chýb kvantifikácie v rýchlostno selektívnom arteriálnom spinovom označovaní mozgu. Magn Reson Med. 2003;50:145-153.
16. Schmid S, Heijtel DFR, Mutsaerts HJMM, a kol. Porovnanie rýchlostne a zrýchlene selektívneho arteriálneho spinového značenia s [15O] H2O pozitrónovou emisnou tomografiou. J Cereb Blood Flow Metab. 2015; 35:1296-1303.
17. Bolar DS, Gagoski B, Orbach DB a kol. Porovnanie CBF meraného s kombinovaným rýchlostne selektívnym arteriálnym spinovým označovaním a pulzným arteriálnym spinovým označovaním so vzormi prietoku krvi hodnotenými konvenčnou angiografiou u pediatrickej Moyamoya. Am J Neuroradiol. 2019; 40:1842-1849.
18. Jao TR, Nayak KS. Demonštrácia rýchlostného selektívneho zobrazovania perfúzneho značenia myokardu arteriálnej rotácie u ľudí. Magn Reson Med. 2017; 272-278.
19. Landes V, Javed A, Jao T, Qin Q, Nayak K. Zlepšené rýchlostne selektívne značiace impulzy pre myokardiálnu ASL. Magn Reson Med. 2020; 84:1909-1918.
20. Zun Z, Limperopoulos C. Zobrazovanie placentárnej perfúzie pomocou rýchlostne selektívneho arteriálneho spinového značenia. Magn Reson Med. 2018; 80:1036-1047.
21. Harteveld AA, Hutter J, Franklin SL a kol. Systematické vyhodnotenie nastavení značenia selektívneho arteriálneho spinu na meranie placentárnej perfúzie. Magn Reson Med. 2020; 84:1828-1843.
22. Bones IK, Franklin SL, Harteveld AA, a kol. Vplyv parametrov značenia a respiračného pohybu na rýchlostne selektívne arteriálne spinové značenie na zobrazovanie perfúzie obličiek. Magn Reson Med.
2020;84:1919-1932.23. Huang Y, Sadowski EA, Artz NS, a kol. Meranie a porovnanie relaxačných časov T1 v natívnej a transplantovanej obličkovej kôre a dreni. J Magn Reson Imaging. 2011;33:1241-1247.
24. Ogg RJ, Kingsley PB, Taylor JS. WET, metóda potlačenia vody necitlivá na T1- a B{2}} pre in vivo lokalizovanú 1H NMR spektroskopiu. J Magn Reson Ser B. 1994;104:1-10.
25. Martirosian P, Klose U, Mader I, Schick F. FAIR true-FISP perfúzne zobrazenie obličiek. Magn Reson Med. 2004;51:353-361.
26. Ordidge RJ, Wylezinska M, Hugg JW, Butterworth E, Franconi F. Impulzy inverzie s korekciou frekvenčného posunu (FOCI) na použitie v lokalizovanej spektroskopii. Magn Reson Med. 1996; 36:562-566.
27. Yongbi MN, pobočka CA, Helpern JA. Perfúzne zobrazovanie pomocou FOCI RF impulzov. Magn Reson Med. 1998;40:938-943.
28. Clare S, Jezzard P. Rýchle mapovanie T1 pomocou multislice echo-planar imaging. Magn Reson Med. 2001;45:630-634.
29. Klein S, Staring M, Murphy K, Viergever MA, Pluim J. Elastix: súbor nástrojov pre registráciu medicínskych snímok na základe intenzity. IEEE Trans Med Imaging. 2010; 29:196-205.
30. Huizinga W, Poot D, Guyader JM, et al. Groupwise registrácia snímok na základe PCA pre kvantitatívne MRI. Med Image Anal. 2016; 29:65-78.
31. Hima Bindu C, Satya PK. Efektívna segmentácia medicínskeho obrazu pomocou konvenčnej metódy OTSU. Int J Adv Sci Technol. 2012;38:67-74.
32. Alsop DC, Detre JA, Golay X, a kol. Odporúčaná implementácia arteriálnej spin-značenej perfúznej MRI pre klinické aplikácie: konsenzus ISMRM Perfusion Study Group a Európskeho konzorcia pre ASL pri demencii. Magn Reson Med. 2015;73:102-116.
33. Sulkowska K, Palczewski P, Duda-Zysk A, et al. Difúzne vážená MRI obličiek u zdravých dobrovoľníkov a žijúcich darcov obličiek. Clin Radiol. 2015; 70:1122-1127.
34. Herscovitch P, Raichle ME. Aká je správna hodnota rozdeľovacieho koeficientu mozgovej krvi pre vodu? J Cereb Blood Flow Metab. 1985; 5:65-69.
35. Stanisz GJ, Odrobina EE, Pun J, et al. T1, T2 relaxácia a prenos magnetizácie v tkanive pri 3T. Magn Reson Med. 2005;54:507-512.
36. Nery F, Gordon I, Thomas D. Neinvazívne zobrazovanie renálnej perfúzie pomocou MR značenia arteriálnej spiny: výzvy a príležitosti. Diagnostika. 2018;8:2.
37. Harteveld AA, de Boer A, Franklin SL, Leiner T, van Stralen M, Bos C. Porovnanie prístupu značenia s viacerými oneskoreniami FAIR a pCASL na kvantifikáciu renálnej perfúzie na 3T MRI. Magn Reson Mater Physics Biol Med. 2020; 33:81-94.
38. Wu Wu, Wong EC. Uskutočniteľnosť rýchlostného selektívneho arteriálneho spinového značenia vo funkčnej MRI. J Cereb Blood Flow Metab. 2007; 27:831-838.
39. Gardener AG, Francis ST. Viacvrstvová perfúzia obličiek pomocou paralelného zobrazovania: stratégie získavania obrazu a analýzy. Magn Reson Med. 2010; 63:1627-1636.
40. Hammon M, Janka R, Siegl C, et al. Reprodukovateľnosť meraní perfúzie obličiek s arteriálnym spinovým značením pri 1,5 Tesla MRI v kombinácii s poloautomatickou segmentáciou na diferenciálne kortikálne a medulárne hodnotenie. Med (Spojené štáty americké). 2016; 95:1-9.
41. Cutajar M, Thomas DL, Hales PW, Banks T, Clark CA, Gordon I. Porovnanie ASL a DCE MRI na neinvazívne meranie prietoku krvi obličkami: kvantifikácia a reprodukovateľnosť. Eur Radiol. 2014; 24:1300-1308.
42. Franklin SL, Bones IK, Harteveld AA, a kol. Multiorgánové porovnanie techník arteriálneho spinového značenia na báze prietoku: priestorovo neselektívne značenie pre cerebrálne a renálne perfúzne zobrazovanie. Magn Reson Med. 2021; 85:2580-2594.
43. Akiyama T, Morioka T, Shimogawa T, a kol. Arteriálne spin-označenie magnetickou rezonanciou perfúzne zobrazovanie s duálnym postoznačovacím oneskorením v stenooklúzii internej karotickej artérie: validácia s digitálnou subtrakčnou angiografiou. J Stroke Cerebrovasc Dis. 2016;25: 2099-2108.
44. Lee VS, Rofsky NM, Ton AT, Krinsky GA, Weinreb JC. Kontrastné zobrazenie MR na meranie kriviek rýchlosti renálnej artérie renovaskulárnej hypertenzie. Am J Roentgenol. 2000;174:499-508.