In Gegenwart der Magnetfeldgradientenpulse einer Diffusions-MRT-Sequenz wird das MRT-Signal aufgrund von Diffusions- und Perfusionseffekten abgeschwächt. In einem einfachen Modell kann diese Signaldämpfung S / So wie folgt geschrieben werden:
S S 0 = f I V I M F perf + ( 1 − f I V I M ) F Unterschied {\displaystyle {\frac {S}{S_{0}}}=f_{\mathrm {IVIM} }F_{\text{perf}}+(1-f_{\mathrm {IVIM} })F_{\text{diff}}\,}
wo f I V I M {\displaystyle f_{\mathrm {IVIM} }}
ist der Volumenanteil von inkohärent fließendem Blut im Gewebe („fließendes Gefäßvolumen“), F perf {\displaystyle F_{\text{perf}}}
die Signaldämpfung aus dem IVIM-Effekt und F diff {\displaystyle F_{\text{diff}}}
ist die Signaldämpfung durch molekulare Diffusion im Gewebe.
Unter der Annahme, dass das im zufällig orientierten Gefäßsystem fließende Blutwasser während der Messzeit mehrmals die Richtung (mindestens 2) ändert (Modell 1), hat man für F perf {\displaystyle F_{\text{perf}}}
: F perf = verwendbar bis ( – b. D ∗ ) {\displaystyle F_{\text{perf}}=\exp(-b.D^{*})\,}
wobei b {\displaystyle b}
ist die Diffusionssensibilisierung der MRT-Sequenz, D ∗ {\displaystyle D^{*}}
ist die Summe des Pseudodiffusionskoeffizienten, der dem IVIM-Effekt zugeordnet ist, und D Blut {\displaystyle D_{\text{Blut}}}
, der Diffusionskoeffizient von Wasser im Blut: D ∗ = L. v Blut / 6 + D Blut {\displaystyle D^{*}=L.v_{\text{Blut}}/6+D_{\text{Blut}}\,}
wobei L {\displaystyle L}}
ist die mittlere Kapillarsegmentlänge und v Blut {\displaystyle v_{\text{Blut}}}
ist die Blutgeschwindigkeit.
Wenn Blutwasser ohne Richtungsänderung fließt (entweder weil der Fluss langsam ist oder die Messzeit kurz ist), während Kapillarsegmente zufällig und isotrop orientiert sind (Modell 2), F perf {\displaystyle F_{\text{perf}}}
wird: F perf = sinc ( v Blut c / π ) ≈ ( 1 − v Blut c / 6 ) {\displaystyle F_{\text{perf}}=\operatorname {sinc} (v_{\text{Blut}}c/\pi )\approx (1-v_{\text{blut}}c/6)\,}
wobei c {\displaystyle c}}
ist ein Parameter, der mit der Gradientenpulsamplitude und dem Zeitverlauf verknüpft ist (ähnlich dem b-Wert).
In beiden Fällen führt der Perfusionseffekt zu einer Krümmung des Diffusionsschwächungsdiagramms nach b=0 (Fig.2).
In einem einfachen Ansatz und unter einigen Näherungen ist der ADC, berechnet aus 2 diffusionsgewichteten Bildern, die mit b0 =0 und b1 aufgenommen wurden, als ADC = ln(S(b0)/S (b1)):
A D C ≈ D + f I V I M / b {\displaystyle ADC\approx D+f_{\mathrm {IVIM} }/b\,}
wobei D {\displaystyle D}}
ist der Gewebediffusionskoeffizient. Der ADC hängt somit nur vom fließenden Gefäßvolumen (Gewebevaskularität) ab und nicht von der Blutgeschwindigkeit und der Kapillargeometrie, was ein starker Vorteil ist. Der Beitrag der Perfusion zum ADC ist bei Verwendung kleiner b-Werte größer.Andererseits können Datensätze, die aus Bildern gewonnen werden, die mit mehreren b-Werten aufgenommen wurden, mit Gl. mit entweder Modell 1 (Gl.) oder Modell 2(Gl.), um D ∗ {\displaystyle D*}
und/oder die Blutgeschwindigkeit zu schätzen.Der späte Teil der Kurve (in Richtung hoher b-Werte, im Allgemeinen über 1000 s / mm2) weist ebenfalls einen gewissen Krümmungsgrad auf (Abb.2). Dies liegt daran, dass die Diffusion in biologischen Geweben nicht frei ist (Gauß), sondern durch viele Hindernisse (insbesondere Zellmembranen) behindert oder sogar eingeschränkt werden kann (dh intrazellulär). Es wurden mehrere Modelle vorgeschlagen, um diese Krümmung bei höheren b-Werten zu beschreiben, hauptsächlich das „Biexponential“ -Modell, das das Vorhandensein von 2 Wasserkompartimenten mit schneller und langsamer Diffusion annimmt (wobei keines der Kompartimente das f fast {\displaystyle f_{\text{fast}}}
von IVIM), beziehen sich die relativen ’schnellen‘ und ‚langsamen‘ Bezeichnungen eher auf eingeschränkte und gehinderte Diffusion als auf Pseudodiffusion / Perfusion und echte (gehinderte) Diffusion. Eine weitere Alternative ist das „Kurtosis“-Modell, das die Abweichung von der freien (Gaußschen) Diffusion im Parameter K {\displaystyle K}
(Gl. ).
Biexponentielles Modell:
F diff = f langsam exp ( – b D langsam ) + f schnell exp ( – b D schnell ) {\displaystyle F_{\text{diff}}=f_{\text{langsam}}\exp(-bD_{\text{langsam}})+f_{\text{schnell}}\exp(-bD_{\text{schnell}})\,}
Wo f f a s t , s l o w {\displaystyle f_{\mathrm {schnell,langsam} }}
und D f a s t , s l o w {\displaystyle D_{\mathrm {schnell,langsam} }}
sind die relativen Anteile und Diffusionskoeffizienten der schnellen und langsamen Kompartimente. Diese allgemeine Formulierung eines biexponentiellen Zerfalls eines diffusionsgewichteten Abbildungssignals mit b-Wert kann für IVIM verwendet werden, das Abtasten von niedrigen b-Werten (< 100 s / mm2) erfordert, um Pseudodiffusionszerfall zu erfassen, oder für Restriktionsbildgebung, die höhere b-Wert-Akquisitionen erfordert (> 1000 s / mm2), um eingeschränkte Diffusion zu erfassen.
Kurtosis Modell:
F Unterschied = exp ( – b D i n t + K ( b D i n t ) 2/6 ) {\displaystyle F_{\text{Unterschied}}=\exp(-bD_{\mathrm {int} }+K(bD_{\mathrm {int} })^{2}/6)\,}
wo D i n t {\displaystyle D_{\mathrm {int} }}
ist der gewebeintrinsische Diffusionskoeffizient und K {\displaystyle K}
der Kurtosis-Parameter (Abweichung von der Gaußschen Diffusion).Beide Modelle können unter der Annahme einiger Hypothesen über die Gewebestruktur und die Messbedingungen in Beziehung gesetzt werden.Die Trennung von Perfusion und Diffusion erfordert gute Signal-Rausch-Verhältnisse und es sind einige technische Herausforderungen zu bewältigen (Artefakte, Einfluss anderer Volumenstrom-Phoneme usw.).). Auch die mit der IVIM-Methode zugänglichen „Perfusions“ -Parameter unterscheiden sich etwas von den „klassischen“ Perfusionsparametern, die mit Tracer-Methoden erhalten werden: „Perfusion“ kann mit den Augen des Physiologen (Blutfluss) oder den Augen des Radiologen (Gefäßdichte) gesehen werden. In der Tat gibt es Raum, das IVIM-Modell zu verbessern und seine Beziehung zur funktionellen Gefäßarchitektur und ihrer biologischen Relevanz besser zu verstehen.
