i nærvær af magnetfeltgradientpulserne i en diffusionsmri-sekvens bliver MR-signalet svækket på grund af diffusions-og perfusionseffekter. I en simpel model kan denne signaldæmpning, S/S, skrives som:
S S 0 = f I V I m f perf + (1 – F I V I M) F diff {\displaystyle {\frac {S}{S_{0}}}=f_ {\mathrm {IVIM} }F_ {\tekst{perf}}+(1-f_ {\mathrm {IVIM} }) F_ {\tekst{diff}}}\,}
hvor f I V I m {\displaystyle f_ {\mathrm {IVIM} }}
er volumenfraktionen af usammenhængende flydende blod i vævet (“flydende vaskulært volumen”), F perf {\displaystyle F_ {\tekst{perf}}}
signaldæmpningen fra ivim-effekten og F diff {\displaystyle F_ {\tekst{diff}}}
er signaldæmpningen fra molekylær diffusion i vævet.
forudsat at blodvand strømmer i den tilfældigt orienterede vaskulatur ændrer flere gange retning (mindst 2) under måletiden (model 1), har man for f perf {\displaystyle F_ {\tekst{perf}}}
: f perf = udl . D) {\displaystyle F_ {\tekst{perf}}= \ eksp (- B.D^{*})\,}
hvor b {\displaystyle b}
er diffusion-sensibilisering af MR-sekvensen, d^{*}}
er summen af pseudodiffusionskoefficienten forbundet med IVIM-effekten og D-blodet {\displaystyle D_ {\tekst{blod}}}
, diffusionskoefficienten for vand i blod: D-liter = L . v blod / 6 + D blod {\displaystyle D^{ * }=L.v_ {\tekst{blod}} / 6 + D_ {\tekst{blod}}\,}
hvor l {\displaystyle L}
er den gennemsnitlige kapillære segmentlængde og v blod {\displaystyle v_ {\tekst{blod}}}
er blodhastigheden.
hvis blodvand strømmer uden at ændre retning (enten fordi strømmen er langsom eller måletiden er kort), mens kapillærsegmenter er tilfældigt og isotropisk orienteret (model 2), f perf {\displaystyle F_ {\tekst{perf}}}
bliver: F perf = sinc-karet ( v − blod c / -karet) – karet (1-V-blod c / 6 ) {\displaystyle F_{\tekst{perf}}=\operatorname {sinc} (v_{\tekst{blod}}c/\pi )\ca (1-V_{\tekst{blod}}c/6)\,}
hvor c {\displaystyle c}
er en parameter knyttet til gradientpulsamplitude og tidsforløb (svarende til B-værdien).
i begge tilfælde resulterer perfusionseffekten i en krumning af diffusionsdæmpningsplottet mod b=0 (Fig.2).
i en simpel tilgang og under nogle tilnærmelser er ADC beregnet ud fra 2 diffusionsvægtede billeder erhvervet med b0=0 og b1, som ADC = ln(s (b0)/s (b1)), er:
A D C-ret D + f I V I m / b {\displaystyle ADC \ Ca. D + F_ {\mathrm {IVIM} } / b\,}
hvor d {\displaystyle D}
er vævsdiffusionskoefficienten. ADC afhænger således kun af det flydende vaskulære volumen (vævsvaskularitet) og ikke af blodhastigheden og kapillærgeometrien, hvilket er en stærk fordel. Perfusionens Bidrag til ADC er større, når der anvendes små B-værdier.På den anden side, sæt data opnået fra billeder erhvervet med flere B-værdier kan udstyres med EKV. brug af enten model 1 (EKV.) eller model 2 (f.eks.) til estimering af D-størrelse {\displaystyle D*}
og/eller blodhastighed.Den sene del af kurven (mod høje B-værdier, generelt over 1000 s/mm2) præsenterer også en vis grad af krumning (Fig.2). Dette skyldes, at diffusion i biologiske væv ikke er fri (Gaussisk), men kan hindres af mange forhindringer (især cellemembraner) eller endda begrænset (dvs.intracellulær). Flere modeller er blevet foreslået til at beskrive denne krumning ved højere b-værdier, hovedsageligt den “bieksponentielle” model, der antager tilstedeværelsen af 2 vandrum med hurtig og langsom diffusion (hvor ingen af rummene er f hurtig {\displaystyle f_ {\tekst{hurtig}}}
fra IVIM), de relative ‘hurtige’ og ‘langsomme’ etiketter, der henviser til begrænset og hindret diffusion snarere end pseudodiffusion/perfusion og sand (hindret) diffusion. Et andet alternativ er” kurtosis ” – modellen, der kvantificerer afvigelsen fra fri (Gaussisk) diffusion i parameteren K {\displaystyle K}
(Ek. ).
Bieksponentiel model:
F diff = f langsom ekspl. (−B D langsom ) + f hurtig ekspl. (−B D hurtig ) {\displaystyle F_{\tekst{diff}}=f_{\tekst{langsom}}\ekspl. (- bD_{\tekst{langsom}})+f_{\tekst{hurtig}}\ekspl. (- bD_{\tekst{hurtig}}}})\,}
hvor f f a S t, s L o v {\displaystyle f_ {\mathrm {hurtig, langsom} }}
og D f a S t, S L o v {\displaystyle D_ {\mathrm {hurtig, langsom} }}
er de relative fraktioner og diffusionskoefficienter for de hurtige og langsomme rum. Denne generelle formulering af et bieksponentielt henfald af diffusionsvægtet billeddannelsessignal med b-værdi kan bruges til ivim, som kræver prøveudtagning af lave b-værdier (<100 s/mm2) for at fange pseudodiffusion henfald eller til begrænsningsafbildning, som kræver højere B-værdiopkøb (>1000 s/mm2) for at fange begrænset diffusion.
Kurtosis model:
F diff = udl. (−b D I n t + K ( b D i n t ) 2 / 6 ) {\displaystyle F_{\tekst{diff}}=\udl. (- bD_ {\mathrm {int} }+K(bD_{\mathrm {int}} + K (bD_ {\mathrm {int}} })^{2}/6)\,}
hvor d i n t {\displaystyle D_ {\mathrm {int} }}
er vævets iboende diffusionskoefficient og K {\displaystyle K}
Kurtosis-parameteren (afvigelse fra Gaussisk diffusion).Begge modeller kan relateres under forudsætning af nogle hypoteser om vævsstrukturen og målebetingelserne.Adskillelse af perfusion fra diffusion kræver gode signal-til-støj-forhold, og der er nogle tekniske udfordringer at overvinde (artefakter, indflydelse af anden bulkstrøm phonemena osv.). Også de” perfusion ” – parametre, der er tilgængelige med IVIM-metoden, adskiller sig noget fra de “klassiske” perfusionsparametre opnået med sporingsmetoder: “Perfusion” kan ses med fysiologens øjne (blodgennemstrømning) eller radiologens øjne (vaskulær tæthed). Der er faktisk plads til at forbedre ivim-modellen og forstå bedre dets forhold til den funktionelle vaskulære arkitektur og dens biologiske relevans.
