Exploration de la dynamique des étiquettes de l'étiquetage du spin artériel sélectif de la vitesse dans le rein

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

Isabell K. Bones, et al

Objectif:Le marquage de spin artériel sélectif en vitesse (VSASL) a été proposé pourrénalperfusionl'imagerie pour atténuer les défis de planification et les effets des incertitudes sur le temps de transit artériel (ATT). Dans VSASL, la génération d'étiquettes peut se déplacer dans l'arbre vasculaire en fonction de la vitesse de coupure. Ici, nous étudions la dynamique de l'étiquette et en particulier l'ATT du VSASL rénal et l'avons comparée à une technique de marquage de spin artériel pulsé spatialement sélectif, récupération d'inversion de flux alternée (FAIR).Méthodes :Les données de marquage de spin artériel ont été acquises chez 7 sujets, en utilisant le double VSASL à respiration libre et FAIR avec cinq délais post-marquage : 400, 800, 1200, 2000 et 2600 ms. Les mesures VSASL ont été acquises avec des vitesses de coupure de 5, 10 et 15 cm/s, avec une direction de codage de vitesse antéro-postérieure. Signal cortical pondéré par la perfusion, SNR temporel, quantifiérénalle débit sanguin et le temps de transit artériel ont été rapportés.Résultats:Contrairement à FAIR,rénalVSASL a déjà montré un signal assez élevé aux premiers retards post-étiquetage, pour toutes les vitesses de coupure. Le signal VSASL et le SNR temporel les plus élevés ont été obtenus avec une vitesse de coupure de 10 cm/s au délai de post-étiquetage=800 ms, ce qui était plus tôt que pour FAIR à 1200 ms. L'ATT ajusté sur VSASL était inférieur ou égal à 0 ms, indiquant une insensibilité à l'ATT, qui était plus courte que pour FAIR (189 ± 79 ms, P < 0,05).="" enfin,="" la="" corticale="">rénaldu sangmesurés avec des vitesses de coupure de 5 cm/s (398 ± 84 ml/min/100 g) et 10 cm/s (472 ± 160 ml/min/100 g) étaient similaires au débit sanguin rénal mesuré avec FAIR (441 ± 84 mL/min/100 g) (P > 0,05) avec de bonnes corrélations au niveau du sujet.Conclusion:L'étiquetage de spin artériel sélectif en vitesse dans le rein réduit la sensibilité à l'ATT par rapport à la méthode d'étiquetage de spin artériel pulsé recommandée, ainsi que si la vitesse de coupure est augmentée pour réduire l'étiquetage parasite dû au mouvement. Ainsi, VSASL a un potentiel en tant que méthode de respiration rapide, à un moment donné et à respiration librerénalmesures de perfusion, malgré un t SNR inférieur à FAIR.

MOTS CLÉSmarquage de spin artériel, courbe de Buxton, FAIR, multi-PLD ASL,rénalperfusion, marquage sélectif de vitesse

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1|INTRODUCTION

Rénalla perfusion est un indicateur potentiellement précieux derénalfonction,1 qui peut être imagé de manière non invasive à l'aide de l'IRM par marquage de spin artériel (ASL).2,3 Le marquage de spin artériel marque magnétiquement les protons du sang, créant ainsi un traceur endogène, et ne nécessite pas l'administration d'un agent de contraste. Cela le rend très attractif pour les patients insuffisants rénaux pour qui l'utilisation d'agents de contraste n'est pas souhaitable et potentiellement dangereuse. Les valeurs quantitatives du débit sanguin rénal (RBF) sont utiles à des fins de diagnostic, de surveillance des changements de perfusion au fil du temps dans la pratique clinique, ainsi que pour la recherche clinique. Pour quantifier la perfusion, les mesures d'ASL doivent être ajustées à un modèle décrivant la cinétique du marquage sanguin et les processus de relaxation au fil du temps.4 Un certain nombre de paramètres doivent être fournis au modèle qui doit être supposé sur la base des valeurs de la littérature ou déterminé par des des mesures. Le paramètre le plus important est sans doute le temps de transit artériel (ATT), qui est le temps nécessaire au sang artériel pour se déplacer du site de marquage aux capillaires dans le tissu imagé. L'ATT peut varier en raison de l'état physiologique associé à l'âge et au sexe, ou à une pathologie (par exemple, une sténose rénale),5-7, et sans estimation (ou incorrecte) de l'ATT, la précision du RBF diminuera et conduira éventuellement à une interprétation compromise. Les techniques ASL couramment appliquées, qui utilisent un marquage spatialement sélectif du sang, sont intrinsèquement sensibles à l'ATT, car le marqueur est créé à un emplacement en amont du volume d'imagerie, qui s'écoule ensuite vers le tissu cible avant la lecture de l'image ASL.8 L'un des plus anciens méthodes ASL spatialement sélectives, l'ASL FLAIR (Flow Alternating Inversion Recovery),9 a récemment été recommandée pour la mesure de la perfusion rénale.3

L'ASL sensible au flux est une approche plus récente qui peut potentiellement atténuer les effets de l'ATT et permettre l'ASL à point unique avec des effets de confusion minimaux de l'ATT.10-14 Plusieurs techniques d'ASL basées sur le flux ont été développées jusqu'à présent, y compris la vitesse- ASL sélectif (VSASL).10,11,15 Ici, le sang est saturé lorsque sa vitesse d'écoulement dépasse une vitesse de coupure (VC) choisie. En choisissant VC suffisamment bas, l'étiquette est générée même dans les petits vaisseaux et donc également dans le volume d'imagerie, réduisant ainsi la sensibilité ATT. Un autre avantage de l'ASL sensible au flux est que le placement d'une plaque de marquage n'est pas nécessaire, ce qui simplifie la planification de l'examen ASL, qui peut être compliqué dans les reins. Jusqu'à présent, les mesures de perfusion sensibles au flux ont été démontrées principalement dans le cerveau,11,13,14,16,17 avec des applications récentes dans le cœur18,19 et le placenta.20,21 Nous avons récemment étudié la faisabilité du marquage VSASL dans le rein. à 1,5 T, et a démontré qu'avec des paramètres de séquence VSASL correctement choisis, les artefacts d'étiquetage et de soustraction dus au mouvement (respiratoire) peuvent être évités, et cela a montré la faisabilité de VSASL pourrénalperfusionÉtant donné qu'un faible VC en présence de mouvements respiratoires peut provoquer un marquage erroné des tissus en mouvement, un VC plus élevé est conseillé pour le rein que, par exemple, pour le cerveau (≈ 2 cm/s) avec une direction de codage de la vitesse perpendiculairement à la direction principale du mouvement respiratoire.11,22 L'utilisation de VSASL avec ces paramètres d'analyse appropriés pour le rein pourrait cependant déplacer le front de l'étiquette plus en amont dans l'arbre vasculaire, réintroduisant potentiellement la sensibilité à l'ATT. Il est donc essentiel de caractériser l'évolution du signal ASL pour tester la sensibilité du VSASL à l'ATT dans le rein.

Dans cette étude, nous avons étudié la dynamique des étiquettes de la respiration librerénalVSASL et l'a comparé à la technique FAIR pulsée spatialement sélective recommandée en acquérant des données ASL à plusieurs moments. De plus, nous avons évalué la sensibilité à l'ATT derénalVSASL pour différents paramètres de VC. Enfin, nous avons comparé les valeurs RBF, obtenues à partir d'un ajustement multipoint, entre VSASL et FAIR.

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2|MÉTHODES

Cette étude a été approuvée par le comité d'examen institutionnel local. Un consentement éclairé écrit a été obtenu de tous les sujets avant l'examen.

2.1|Imagerie par résonance magnétique

Cette étude a été réalisée sur un scanner clinique 1,5 T (Ingenia ; Philips, Amsterdam, Pays-Bas) à l'aide d'une bobine réceptrice à réseau phasé à 28-éléments. Tous les scans ASL ont été acquis avec une lecture EPI 2D à écho de gradient à un seul coup en orientation coronale avec une matrice d'acquisition 80 × 81, un facteur EPI de 55 avec un codage de phase pieds-tête, un facteur d'imagerie parallèle 1,5 (SENSE), angle de retournement de 90º, taille de voxel acquise de 3 × 3 × 6 mm et bande passante de codage de phase de 30,9 Hz/pixel. Le calage B0 a été effectué pour l'ensemble du FOV de 244 × 244 mm. Une seule tranche coronale-oblique a été acquise le long de l'axe longitudinal des reins pour minimiser le mouvement à travers le plan dû à la respiration ; l'acquisition à coupe unique a été choisie pour l'étude actuelle afin d'assurer la mesure à un moment bien défini, bien que la lecture multicoupe soit une option de lecture tout aussi faisable. Pour les acquisitions FAIR, on a pris soin d'exclure l'aorte descendante de la dalle d'inversion sélective (Informations complémentaires Figure S5). Une impulsion d'inversion partielle spectralement sélective a été utilisée pour la suppression de la graisse, et des dalles de saturation ont été placées au-dessus et au-dessous du volume d'imagerie pour supprimer le repliement de signal indésirable. Un délai de récupération de 3500 ms a été inséré pour toutes les acquisitions VSASL, pour permettre l'afflux de sang frais avant l'application de l'impulsion d'étiquetage ultérieure (Figure 1).

FIGURE 1A, Timings de séquence de marquage de spin artériel sélectif en vitesse (VSASL) pour un temps de répétition (TR). Un module d'étiquetage sélectif en vitesse (VS) au début de la séquence est suivi d'un délai post-étiquetage (PLD), au cours duquel deux inversions non sélectives (NS) pour la suppression du fond ont été appliquées, et juste avant l'acquisition d'image (Acq), un deuxième module VS a été appliqué. Notez que le deuxième module VS est lié au module d'acquisition d'images et se déplace avec le PLD en conséquence. La séquence se termine par une impulsion de post-saturation pour éliminer la modulation d'aimantation résiduelle pour les mesures suivantes. B, Temporisations de la séquence d'inversion-récupération alternée de flux (FAIR) pour un TR. Une impulsion de présaturation a été appliquée avant, et une post-saturation après, le module d'étiquetage FAIR. Au cours du PLD, deux impulsions d'inversions non sélectives ont été appliquées, suivies d'une acquisition d'image. Remarque : les horaires des diagrammes ne sont pas à l'échelle

Le signal de fond a été supprimé à l'aide de deux impulsions d'inversion sécante hyperbolique effectuées après le marquage. La synchronisation des impulsions d'inversion de suppression d'arrière-plan (BGS) a été adaptée pour chaque délai post-étiquetage (PLD), afin d'obtenir au plus 90 % de suppression du signal rénal, sur la base de simulations de Bloch effectuées dans MATLAB (version 2019b ; The MathWorks, Natick, MA) compte tenu des valeurs T1 rénales de la littérature de 1057-1183 ms dans le cortex et 1389-1573 ms dans la moelle.23 L'efficacité d'inversion BGS a été supposée être de 0,95 (c. le signal ASL) pour chaque impulsion BGS appliquée.

2.2|Préparation d'étiquettes sélective en fonction de la vitesse

Dans VSASL, une étiquette de sang est générée par l'application de gradients de sensibilisation au mouvement. Dans la condition d'étiquette, le module de sélection de vitesse (VS) comprend les gradients de sensibilisation au mouvement, qui satureront les spins qui s'écoulent plus rapidement que la vitesse de coupure VC, tandis que dans la condition de contrôle, les gradients de sensibilisation au mouvement sont désactivés et la magnétisation du sang reste intact.11 Dans le double VSASL, un deuxième module VS est appliqué juste avant la lecture de l'image, qui a des gradients de sensibilisation au flux égaux activés dans les conditions de contrôle et d'étiquette, ce qui élimine le signal de sang avec v > VC, et supprime ainsi le signal des grosses veines et des artères.11 Les deux modules VS atténueront le signal VSASL en raison de la relaxation T2 et de la pondération de diffusion, qui doivent être prises en compte dans la quantification.11,22

Au début de la séquence, 4 impulsions de saturation de la technique d'excitation de l'eau (WET)24 ont été appliquées à la région d'imagerie (appelée post-saturation), pour éliminer la modulation de l'aimantation résiduelle des mesures précédentes. La post-saturation a été suivie d'un délai de récupération fixe de 3,5 secondes afin que chaque mesure ait la même magnétisation de départ.

2.3|Préparation d'étiquettes d'inversion-récupération en flux alterné

L'étiquetage d'inversion-récupération alternée de flux a été mis en œuvre comme décrit précédemment.25 En bref, une inversion sélective de dalle contenant la tranche d'imagerie est utilisée dans la condition de contrôle et une inversion non sélective est utilisée dans la condition d'étiquette. Une impulsion d'inversion corrigée du décalage de fréquence adiabatique (FOCI) a été utilisée à la fois pour l'inversion sélective et non sélective. Des impulsions à 90 degrés ont été appliquées à la région d'imagerie directement avant et après l'impulsion d'inversion, respectivement. La dalle d'inversion sélective était 10 mm plus large que l'épaisseur de la tranche.

2.4|Expériences d'imagerie par résonance magnétique

En plus des expériences principales, nous avons d'abord déterminé la contribution de la pondération de diffusion et des courants de Foucault au signal VSASL dans un fantôme d'agarose, en nous concentrant particulièrement sur les acquisitions avec PLD court. (Voir les informations complémentaires pour les méthodes et les résultats détaillés.)

Chez 7 sujets sains (âge 23-34, 2 hommes), les données VSASL et FAIR rénale ASL ont été acquises pendant la respiration libre. Les diagrammes de séquence sont illustrés à la figure 1. Pour les deux techniques ASL, les mesures ont été effectuées à cinq moments (PLD=400, 800, 1200, 2000, 2600 ms). Les courbes de signal VSASL ont été échantillonnées pour trois vitesses de coupure différentes : 10 cm/s (VSASL10), dont il a été démontré qu'elle limite le marquage parasite provenant du mouvement massif du rein, 22 et 5 cm/s, et 15 cm/s ( VSASL5 et VSASL15, respectivement). La variation de la vitesse de coupure a été obtenue en augmentant uniquement la force du gradient, en maintenant constante la durée effective du module VS de 50 ms. Pour minimiser le risque d'étiquetage erroné, des gradients de sensibilisation au flux VSASL ont été appliqués dans la direction antéro-postérieure.

Les données pour chaque PLD ont été obtenues dans des acquisitions séparées composées de 13 paires étiquette-contrôle. Le protocole était organisé en ensembles contenant tous les PLD pour une technique ASL donnée (ou un paramètre VC) ainsi qu'une image M0 acquise séparément. L'ordre des ensembles ainsi que l'ordre des acquisitions à différents PLD au sein d'un ensemble ont été modifiés au hasard entre les sujets. La cartographie T1 a été réalisée une fois, à la fin du protocole. L'image M0, essentiellement le balayage FAIR/VSASL sans étiquetage ni impulsions BGS, a été acquise avec trois répétitions qui, après réalignement, ont été moyennées pour améliorer le SNR. Pour VSASL, l'image M0 a été acquise en incluant les impulsions RF de l'étiquette VS, mais avec les gradients de sensibilisation au mouvement désactivés, pour obtenir une pondération T2 similaire à celle des images de soustraction ASL. Une carte T1 a été acquise à l'aide d'une séquence d'inversion-récupération multicoupe cyclée28 avec 11 temps d'inversion, qui a été utilisée pour la segmentation de la région rénale ainsi que pour fournir des valeurs T1 voxels pour la quantification de la perfusion.

2.5|L'analyse des données

Le traitement et les analyses d'images ont été effectués à l'aide de scripts personnalisés dans MeVisLab (version 2.8.2 ; MeVis Medical Solutions, Brême, Allemagne).

La correction de mouvement rétrospective a été effectuée à l'aide de la boîte à outils Elastix29 avec un interpolateur B-spline, un optimiseur de descente de gradient stochastique adaptatif et une transformation de pile B-spline. Les problèmes d'enregistrement de contraste croisé introduits par le BGS et les différences de paramètres entre les séquences ont été pris en compte à l'aide d'une métrique de groupe basée sur l'analyse en composantes principales.30 La correction du mouvement a été appliquée séparément par rein. Les contours du rein entier ont été dessinés manuellement sur l'image M0. Avant l'enregistrement, les images ont été recadrées à la taille du rein pour réduire le temps de traitement.

Le temps de relaxation T1 selon les voxels a été calculé en ajustant une fonction de récupération mono-exponentielle à l'intensité des 11 images d'inversion-récupération. Par sujet, la carte T1 résultante a été utilisée pour la segmentation ultérieure de la région d'intérêt du rein entier en trois régions : cortex, medulla et autres (y compris le système collecteur rénal et les veines). Les segmentations ont été effectuées à l'aide de la méthode Otsu, une approche de seuillage basée sur l'intensité31 avec une adaptation manuelle du seuil basée sur l'histogramme d'intensité si nécessaire. Pour éviter les effets de volume partiel lors d'une analyse plus approfondie, les régions rénales ont été érodées à l'aide d'un noyau 2 × 2 (Figure 2).

FIGURE 2 A, carte T1 d'un sujet représentatif. B, superposition de toute la région rénale d'intérêt, segmentée en cortex (vert), medulla (rouge) et repos (jaune). C, Superposition de la région corticale, avant et (D) après érosion

Le rejet des valeurs aberrantes a été appliqué aux paires étiquette-contrôle enregistrées après soustraction. Les soustractions (ΔM) n'ont été incluses pour une analyse plus approfondie que lorsque> 80 % (un seuil choisi de manière empirique) des voxels dans le rein avaient une valeur inférieure à ± 2 SD par rapport aux répétitions globales de la valeur moyenne des voxels. Avec cela, les valeurs aberrantes supplémentaires dues à un étiquetage erroné ont été supprimées. Les images de soustraction restantes ont été moyennées sur les répétitions et divisées par le M 0 correspondant pour la normalisation, produisant des images normalisées pondérées par la perfusion. Le comportement dynamique de l'étiquette générée a été évalué en calculant le signal pondéré par la perfusion (PWS=ΔM/M0 × 100 %) moyenné sur les voxels corticaux dans les deux reins pour chaque PLD. De plus, le PWS mesuré avec VSASL a été compensé pour la décroissance de T1 par division avec e−t∕T1, en utilisant le T1 du sang avec 1350 ms,32 pour faciliter l'analyse de l'accumulation d'étiquettes et le dénouement de la dynamique sous-jacente des étiquettes. De plus, le SNR temporel moyen (t SNR) des voxels corticaux globaux a été rapporté et calculé comme le rapport du signal moyen pondéré par la perfusion dans le temps (μΔM) et le SD temporel (σΔM): t SNR=μΔM / σΔM .

Pour l'analyse quantitative, les cartes corticales PWS ont été lissées pour réduire le bruit et stabiliser l'ajustement du modèle. Un noyau gaussien avec un 1- cm SD a été appliqué spécifiquement aux voxels dans le masque cortical, en utilisant une convolution normalisée pour exclure les contributions des voxels en dehors du masque. Ensuite, le RBF par voxel (en mL/min/100 g) et l'ATT (ms) ont été calculés en ajustant le modèle cinétique général de Buxton pour l'ASL pulsée aux données multi-PLD,4 avec des modifications pour VSASL en tenant compte de la contribution du signal de la pondération de la diffusion et l'application d'un deuxième module VS (concasseur), comme décrit précédemment (Equation 2).22

Selon le modèle cinétique standard, la dynamique du signal VSASL peut être décrite en trois phases :

Pour la quantification FAIR, les équations suivantes du modèle de Buxton ont été utilisées :

où_BGSest le rendement d'inversion BGS (0.95 ); dual est un terme d'échelle pour corriger l'atténuation du signal due à la deuxième application de module avec e(−b ⋅ADC_{un rein}) ⋅ _CONTRE, 22 où b est la valeur b du schéma de gradient (varie avec VC); et ADCrein est l'ADC tissulaire de 2,26 ⋅ 1{{10}}−3 mm2/s.33 tel que défini dans l'équation 3 de Buxton et al.4 Le ΔM acquis à partir de plusieurs valeurs de PLD, M0 et T1tissu ont été fournis au modèle à deux compartiments correspondant avec les valeurs supposées de la littérature pour T1 du sang artériel à 1,5 T de 1350 ms .32 Le λ est le coefficient de partage tissu-sang de 0,9 mL/g,34 et_ÉQUITABLEest l'efficacité d'étiquetage pour FAIR ({{0}}.95). Le M0t est l'aimantation d'équilibre des tissus. L'efficacité de marquage VS VS est déterminée par la décroissance de T2 pendant le marquage,_CONTRE{{0}} e−TEVS∕T2b, 11 où TEVS est la durée d'un seul module VS, et T2b est le T2 du sang artériel (290 ms à 1,5 T).35 Comme nous avons acquis nos images M0 avec deux modules VS, avec des impulsions RF mais sans gradients de sensibilisation au mouvement, ils ont été atténués par₂VS, en annulant ce facteur dans les équations 1-3. Dans notre implémentation, PLD était équivalent à t dans les équations 1-5. Cela s'applique également à VSASL, car nous avons placé le module d'imagerie directement après le deuxième module VS. Comme c'est également courant dans FAIR, la durée du bolus (BD) dans VSASL fait donc référence à l'étendue temporelle maximale du bolus marqué qui a été créé dans le système vasculaire.

Pour stabiliser le processus d'ajustement, des limites pour les paramètres libres ont été fournies à l'ajustement. Il est important de noter que ces limites étaient différentes de la détermination de l'ATT et de la RBF. Pour s'adapter à l'ATT, les limites ont été fixées à -400 ms à 1000 ms, pour permettre des ATT négatifs qui peuvent se produire (par exemple, en raison du bruit), comme prévu pour VSASL. Pour tenir compte de ces ATT négatifs, la limite BD supérieure fournie à l'ajustement a été fixée à 3600 ms, ce qui est supérieur à notre dernier PLD. Cependant, le modèle cinétique VSASL4 dans les équations 1-3 fournit un ΔM (PWS) identique pour ATT < 0="" comme="" pour="" att="0," et="" autoriser="" des="" att="" négatifs="" dans="" l'ajustement="" rbf="" entraînerait="" des="" valeurs="" rbf="" erronées ;="" le="" lecteur="" est="" renvoyé="" à="" la="" figure="" s6="" d'informations="" complémentaires="" pour="" une="" illustration="" du="" modèle="" cinétique="" de="" buxton="" pour="" un="" régime="" att="" différent.="" par="" conséquent,="" pour="" l'ajustement="" rbf,="" les="" valeurs="" att="" ont="" été="" limitées="" à="" 0="" ms="" et="" la="" limite="" supérieure="" bd="" a="" été="" fixée="" à="" notre="" dernier="" point="" de="" mesure="" de="" 2600="" ms.="" par="" sujet,="" les="" valeurs="" médianes="" des="" paramètres="" d'ajustement="" rbf="" et="" att="" des="" voxels="" corticaux="" globaux="" ont="" été="" déterminées,="" et="" les="" valeurs="" moyennes="" sur="" tous="" les="" sujets="" ont="" été="" rapportées.="" les="" valeurs="" ajustées="" pour="" bd="" ne="" sont="" pas="" rapportées="" en="" raison="" de="" la="" courte="" fenêtre="" d'observation="" (0-2600="" ms)="" et="" des="" caractéristiques="" moins="" importantes="" dans="" la="" courbe="" de="" signal="">

Toutes les analyses statistiques ont été effectuées à l'aide de GraphPad Prism 8 version 8.0.1(244) pour Windows (GraphPad Software, San Diego, CA). Les différences dans les paramètres d'ajustement RBF et ATT entre les techniques ASL et les VC VSASL ont été testées à l'aide de tests appariés de Friedman ou de Wilcoxon avec un niveau de signification de 0,05 et une correction pour les comparaisons multiples.

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3|RÉSULTATS

Des expériences fantômes ont vérifié que les contributions des effets des courants de Foucault et de l'atténuation de la diffusion au signal VSASL étaient négligeables (<0.02% of="" δm).="" (see="" the="" supporting="" information="" for="" detailed="">

Un faux étiquetage tel que décrit dans la littérature précédente22 a été observé uniquement avec VC=5 cm/s chez 3 des 7 sujets avec respectivement une, deux et quatre répétitions affectées ; les images de soustraction affectées ont été identifiées et rejetées de l'analyse par la procédure de rejet des valeurs aberrantes.

Des images pondérées en perfusion avec un contraste cortico-médullaire clair ont été obtenues avec toutes les techniques ASL pour tous les sujets. Ceci est présenté pour 1 sujet dans la figure 3, montrant des images pondérées par perfusion rénale acquises pendant la respiration libre à l'aide de VSASL avec différentes vitesses de coupure ainsi que le FAIR spatialement sélectif recommandé. Le PWS global de FAIR était supérieur au signal mesuré avec VSASL, quelle que soit la vitesse de coupure, ce qui peut s'expliquer par le marquage par inversion pour FAIR versus saturation pour VSASL.

FIGURE 3 Des images pondérées en perfusion à coupe unique (ΔM/M0) d'un sujet ont été acquises à cinq moments différents à l'aide de FAIR (A), VSASL5 (B), VSASL10 (C) et VSASL15 (D) . La mise à l'échelle a été maintenue constante entre les techniques pour faciliter la comparaison de l'intensité du signal

La figure 4 montre les courbes PWS corticales moyennes du groupe pour toutes les techniques ASL avant (figure 4A) et après (figure 4B) compensation T1, ainsi qu'un ajustement linéaire aux premiers points de temps (figure 4C). Pour les résultats au niveau de la matière, le lecteur est renvoyé à la figure d'informations complémentaires S4. Qualitativement, nous avons observé qu'à t=400 ms, les courbes VSASL commencent beaucoup plus près de leur signal de crête (VSASL5=63 % et VSASL{{10}} %) que FAIR (34 % ). La courbe PWS de VSASL15 était inférieure aux courbes avec des VC inférieurs, à tous les moments. Le pic maximal de PWS généré par la saturation basée sur le flux a été observé pour VSASL10 à environ 800 ms avec un PWS de 3,35 ± 0,83 %. Pour FAIR, en utilisant l'inversion sélective, le pic PWS a été observé plus tard, à environ 1200 ms, avec 5,98 ± 0,70 %.

La même tendance a été observée concernant le t SNR. Le SNR t maximum généré par la saturation basée sur le flux a été trouvé pour VSASL10 avec 1,37 ± 0.33, suivi de VSASL5 avec 1,26 ± 0.26 et VSASL15 avec 0 .82 ± 0.29. La méthode FAIR a donné le SNR t le plus élevé global de 3,30 ± 0,72 avec inversion sélective.

Après compensation T1, la courbe FAIR PWS a fortement augmenté de manière linéaire pour toute la gamme des points de temps mesurés (Figure 4B). Les courbes VSASL PWS ont augmenté jusqu'à ce que leur signal de crête soit atteint à 800 ms ou 1200 ms ; après le pic, ils se sont aplatis. Cette forme suggère une BD plus courte et/ou une ATT plus courte pour VSASL que pour FAIR, car il a été observé que l'accumulation de signal s'arrête pour VSASL à des PLD plus longues. En outre, toutes les courbes de signal VSASL semblaient avoir leur passage par zéro près de l'origine (figure 4B, C), ou dans la plage négative, indiquant la génération d'étiquettes à l'intérieur du tissu, alors que pour FAIR le passage par zéro est à un point ultérieur dans le plage positive, indiquant la génération d'étiquettes plus loin du tissu cible.

FIGURE 4 A, courbes de signal d'étiquetage de spin artériel (ASL) moyen de groupe basées sur des voxels corticaux acquis pour VSASL5 (or), VSASL10 (noir) et VSASL15 (marron) et FAIR (pointillés, gris). B, Après compensation T1, un pic pour VSASL15 est visible à environ 1200 ms (flèche orange), indiquant une accumulation de signal. C, Ajustement par régression linéaire sur la pente ascendante T1-valeurs du signal pondéré en perfusion (PWS) compensées par technique ASL. Les courbes VSASL croisent l'axe des x sur l'axe des temps négatifs, tandis que FAIR croise zéro au temps positif t

Les résultats quantitatifs de l'ajustement des données ASL multi-PLD pour FAIR et VSASL aux équations 1-5 montrent une ATT corticale moyenne de groupe pour VSASL inférieure à 0 ms, indépendamment du VC (Figure 5 et Tableau 2) ( P > .05). L'absence d'ATT positifs pour VSASL indique la génération d'étiquettes à proximité ou à l'intérieur du tissu cible, et qui soutient la propriété hypothétique d'insensibilité à l'ATT. En revanche, pour FAIR, un ATT cortical moyen de groupe positif de 189 ± 79 ms a été trouvé, ce qui est plus grand que pour VSASL pour tous les VC (Figure 5) (P < 0,05).="" ces="" résultats="" quantitatifs="" att="" sont="" conformes="" à="" nos="" observations="" qualitatives="" précédentes="" basées="" sur="" les="" courbes="">

En raison du faible SNR t aux PLD tardifs et de la courte fenêtre d'observation (0-2600 ms), les valeurs quantitatives de BD n'ont pas abouti à une mesure fiable pour confirmer l'observation qualitative d'une BD plus courte pour VSASL que pour FAIR.

FIGURE 5 Temps de transit artériel cortical quantifié moyen (ATT) au niveau individuel (N=7) pour FAIR et VSASL avec des vitesses de coupure de 5 cm/s, 10 cm/s et 15 cm/s (VSASL5, VSASL10 , et VSASL15), résultant de plusieurs ajustements PLD. Les ATT moyens du groupe VSASL sont négatifs, alors que FAIR a un ATT positif. Les lignes bleues indiquent la moyenne et l'écart-type

Valeurs RBF corticales moyennes du groupe de 441 ± 84 mL/min/100 g pour FAIR, 398 ± 84 mL/min/100 g pour VSASL5 et 472 ± 160 mL/min/100 g pour VSASL10 (Figure 6A et Tableau 2) ont été trouvés, sans différence significative (P > 0,05). Pour VSASL15, une valeur RBF corticale moyenne de groupe inférieure de 308 ± 84 mL/min/100 g a été trouvée (P < 0,05).="" l'analyse="" de="" corrélation="" rbf="" (figure="" 6b)="" entre="" fair="" et="" vsasl="" avec="" différents="" vc="" a="" montré="" une="" bonne="" corrélation="" au="" niveau="" individuel,="" comme="" en="" témoignent="" les="" valeurs="" r2="" de="" régression="" linéaire="" de="" 0,71="" pour="" vsasl5,="" 0,80="" pour="" vsasl10="" et="" 0,61="" pour="" vsasl15="" (tous="" par="" rapport="" à="" fair)="">

FIGURE 6 A, Débit sanguin rénal cortical quantifié moyen (RBF) au niveau individuel (N=7) pour FAIR et VSASL avec des vitesses de coupure de 5 cm/s, 10 cm/s et 15 cm/s (VSASL5 , VSASL10 et VSASL15), résultant de plusieurs ajustements PLD. Les barres bleues indiquent la moyenne et l'écart-type. B, parcelles de corrélation avec des lignes de régression linéaire (noires) des valeurs RBF corticales mesurées avec des vitesses de coupure FAIR et VSASL de 5 cm/s, 10 cm/s et 15 cm/s. Les lignes d'identité sont présentées en lignes grises pointillées

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4|DISCUSSION

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) qui ont déjà été démontrées pour éviter la corruption de mouvement (respiratoire) de l'étiquetage VS dans le rein lors d'acquisitions en respiration libre. Après compensation T1, une augmentation du signal de perfusion vers un pic à 800-1200 ms a été observée pour VSASL pour toutes les vitesses de coupure (figure 4B), ce qui confirme que nous mesurions effectivement l'accumulation d'étiquettes. Les résultats ont montré que l'intensité absolue du signal, ainsi que le t SNR, variaient en fonction de la vitesse de coupure, et que le pic PWS et t SNR étaient maximaux pour VSASL10 (Figure 3). Les courbes T1-compensées suggèrent une BD plus courte pour VSASL que pour FAIR ; cependant, cela reste à confirmer quantitativement. Enfin, les valeurs RBF quantitatives de VSASL avec des vitesses de coupure de 5 cm/s et 10 cm/s ont montré une bonne corrélation avec le RBF mesuré à l'aide de FAIR.

Dans le rein, des études antérieures sur la dynamique des étiquettes FAIR ont rapporté un ATT moyen dans la plage de 110 ms à 500 ms36,37 ainsi qu'un signal de crête à environ 1400 ms,37 ce qui est similaire aux observations de cette étude avec un ATT de environ 200 ms et un pic à environ 1200 ms. À titre de comparaison, les valeurs moyennes d'ATT rapportées pour l'ASL pseudo-continu, avec marquage au-dessus des reins, vont de 700 ms à 1230 ms.36,37 Jusqu'à présent, l'expérience avec VSASL et sa dynamique de marquage dans les reins est limitée. Dans le cerveau, cependant, une étude VSASL avec des vitesses de coupure inférieures d'environ 2 cm / s a ​​également montré une insensibilité du signal VSASL moyen dans la matière grise aux effets de retard de transit artériel, avec un signal élevé déjà à des moments précoces, rapidement suivi par le signal de crête et décroissance rapide du signal juste après le pic.13 De plus, cette étude a également montré une dynamique d'étiquette ASL pulsée avec un délai de transit plus long et un pic plus tardif, par rapport au VSASL ; par conséquent, nos découvertes dans le rein sont largement conformes à ces découvertes dans le cerveau.

La valeur de VC a affecté la dynamique de l'étiquette qualitativement et quantitativement. Premièrement, pour VC=15 cm/s, le signal PWS était plus faible à tous les instants que pour les autres VC étudiés, ce qui se reflétait également dans une valeur RBF faible par rapport à VC=5 cm/ s et 10 cm/s, et CORRECT. Nous émettons l'hypothèse que cela reflète le volume limité de sang circulant avec des vitesses supérieures à 15 cm/s dans la direction antéro-postérieure, au moins pendant une partie du cycle cardiaque. Dans la littérature VSASL cérébrale, ces différences d'amplitude de signal ont déjà été attribuées à des variations du pool sanguin, qui est étiqueté en fonction de VC. 38 De même, dans le myocarde, une réduction du signal ASL avec un VC plus élevé (10-40 cm/s) a été observée.18

Fait intéressant, à 800 ms, nous avons observé un signal systématiquement plus élevé pour VSASL10 que pour VSASL5. La cause exacte de cette observation reste incertaine, mais pourrait être liée à l'orientation du système vasculaire par rapport au gradient de codage de flux (en particulier près de l'extrémité avant du bolus marqué) et/ou à une inadéquation de l'effet de la vitesse sélective saturation pour les distributions de vitesse du flux sanguin pendant l'étiquetage (premier module VS) et la condition d'écrasement (deuxième module VS).

Nous avons obtenu des valeurs de RBF corticales relativement élevées (441 ± 84 mL/min/100 g pour FAIR et 472 ± 160 mL/min/100 g pour le double VSASL10) par rapport aux valeurs moyennes de RBF corticales précédemment rapportées allant de 195 à 362 mL/min /100 g mesuré à l'aide du FAIR,37,39-41 158-410 mL/min/100 g en utilisant l'ASL pseudo-continue,2,37 et 264 ± 34 mL/min/100 g en utilisant le VSASL double.22 Cependant, plusieurs facteurs peuvent avoir joué un rôle ici : différences dans les paramètres de séquence VSASL tels que la direction d'encodage de la vitesse et la vitesse de coupure, l'application BGS, la détection des valeurs aberrantes, la correction de mouvement, ainsi que les choix d'initialisation et de limites des paramètres d'ajustement du modèle cinétique. Un facteur important est la définition de la région corticale d'intérêt, qui dans notre étude a été effectuée de manière assez stricte pour fournir des valeurs corticales relativement peu affectées par le volume partiel avec la moelle ou le fond.

De plus, pour toutes les expériences VSASL, l'ATT moyen avait tendance à être négatif. Des ATT négatifs ont également été rapportés dans une étude précédente ajustant des données VSASL multi-PLD dans le cerveau,13 qui attribuaient ces valeurs négatives au bruit. Nous soutenons l'hypothèse selon laquelle le bruit contribue aux ATT négatifs, en particulier parce que nous avons observé qu'avec le PWS réduit pour VSASL15 (c'est-à-dire le SNR t le plus bas), l'ATT était plus négatif. L'absence d'ATT positifs pour VSASL confirme son insensibilité à l'ATT, qui a également été observée pour des VC plus élevés, justifiant ainsi l'utilisation de VC plus élevés pour les mesures de perfusion rénale, sans marquage parasite induit par le mouvement.

Les valeurs BD ajustées n'ont pas été rapportées dans ce travail, car nous avons constaté que le faible t SNR et la gamme de PLD acquises limitent leur précision. Cela ne devrait pas affecter la quantification de RBF tant que PLD < bd,="" et="" nous="" supposons="" att="0" dans="" l'ajustement.="" la="" bd="" est="" ancrée="" dans="" les="" dernières="" parties="" de="" la="" courbe,="" autour="" et="" bien="" après="" le="" pic,="" qui="" est="" le="" plus="" affecté="" par="" un="" faible="" t="" snr="" dû="" à="" la="" décroissance="" de="" t1.="" bien="" que,="" sur="" la="" base="" de="" nos="" résultats="" qualitatifs,="" vsasl="" bd="" semble="" être="" plus="" court="" que="" fair="" bd="" (figure="" 4a)="" car="" une="" décroissance="" du="" signal="" plus="" rapide="" des="" courbes="" vsasl="" après="" le="" pic="" (par="" rapport="" à="" fair)="" a="" été="" trouvée.="" même="" après="" compensation="" t1="" sur="" la="" figure="" 4b,="" les="" courbes="" vsasl="" ne="" suivent="" pas="" une="" augmentation="" linéaire,="" par="" rapport="" à="">

Le SNR t plus faible pour VSASL que pour FAIR (saturation vs inversion)11,13,16 peut affecter la stabilité de l'ajustement et, avec cela, introduit une plus grande dépendance aux limites des paramètres d'ajustement libre, ATT et BD. Considérant que nous avons systématiquement mesuré un pic PWS à 800 ms pour VSASL10 (Informations complémentaires Figure S4) et que nos résultats ont indiqué une insensibilité ATT (ATT=0), pour une quantification VSASL RBF robuste, il pourrait être plus rentable d'acquérir une seule fois -point VSASL, sans qu'il soit nécessaire d'ajuster les paramètres ATT et BD. Notez que ce moment unique ne doit pas être choisi trop tard, car les informations sur le RBF se trouvent principalement dans l'augmentation de la PWS (T1-compensée) jusqu'à 800-1000 ms, avant la fin du bolus et une décroissance T1 substantielle du signal se produit. Dans le même temps, les mesures ponctuelles seraient plus efficaces dans le temps et nous permettraient d'acquérir un plus grand nombre de répétitions pour augmenter le SNR.

Pour augmenter le SNR du marquage sélectif de la vitesse, des méthodes prometteuses ont été présentées, telles que l'inversion sélective de la vitesse14 et l'application répétée de modules de saturation sélective de la vitesse.13 Les premières tentatives de leur application dans le rein ont récemment été réalisées dans le rein et ont donné des résultats prometteurs. .42

À l'inverse, nous ne pouvons pas nous attendre à ce que VSASL insensible à l'ATT soit très utile dans les applications dans lesquelles les différences d'ATT sont importantes ; ici, des méthodes ASL alternatives sensibles à l'ATT et sélectives dans l'espace doivent être envisagées. Cela a déjà été démontré dans le cerveau dans une étude incluant des patients de Moyamoya,17 dans laquelle VSASL a été utilisé pour mesurer avec précision le flux sanguin cérébral, et une technique ASL spatialement sélective à impulsions a été utilisée pour mesurer l'ATT. En cas de retards de transit dans le cerveau, comme chez les patients atteints de Moyamoya et d'occlusion carotidienne, la perfusion pourrait être sous-estimée lors de l'acquisition d'ASL spatialement sélective à un moment donné.17,43 est appliqué dans ces groupes de patients.43 Cependant, le VSASL a également été présenté comme une alternative plus précise à un seul point dans le temps.17 Les mesures à plusieurs points dans le temps peuvent ne pas être cliniquement souhaitables, car elles allongent la durée de l'examen. Par conséquent, la force du VSASL insensible à l'ATT réside dans le scénario de conditions pathologiques avec un flux sanguin plus lent, telles que la sténose de l'artère rénale,44 ou l'occlusion des artères segmentaires, fournissant une mesure précise de la perfusion avec une mesure rapide en un seul point. Dans de telles populations de patients avec une probabilité élevée de retards d'ATT, cet avantage pourrait être bien démontré. Néanmoins, l'applicabilité clinique du VSASL chez les patients rénaux doit encore être étudiée.

à quoi sert la cistanche : prévenir les lésions rénales

5|CONCLUSION

Les résultats de cette étude montrent que la méthode de marquage VSASL basée sur le flux a réduit la sensibilité de l'ATT pour la mesure de la perfusion rénale en respiration libre, par rapport à FAIR. La sensibilité de l'ATT était encore réduite pour VC=10 cm/s, ce qui permet des mesures de perfusion rénale en respiration libre sans marquage parasite induit par le mouvement. Par conséquent, cette méthode a un potentiel en tant que technique insensible à l'ATT pour des mesures RBF efficaces dans le temps, malgré un t SNR inférieur à FAIR, chez les patients compromis, le flux peut introduire des erreurs autrement.

RECONNAISSANCE

Les auteurs remercient MeVis Medical Solutions (Brême, Allemagne) pour avoir fourni l'environnement de traitement et de visualisation d'images médicales, qui a été utilisé pour l'analyse d'images.

CONFLIT D'INTÉRÊT

Marijn van Stralen est co-fondateur et actionnaire de MRIguidance BV

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