diffuusiokuvauksen magneettikentän gradienttipulssien läsnä ollessa MRI-signaali vaimenee diffuusio-ja perfuusiovaikutusten vuoksi. Yksinkertaisessa mallissa tämä signaalin vaimennus, S / So, voidaan kirjoittaa seuraavasti:
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_{\text{perf}} + (1-f_{\mathrm {IVIM} }) F_{\text{diff}}\,}
missä f I V I M {\displaystyle f_{\mathrm {IVIM} }}
on epäyhtenäisesti virtaavan veren tilavuusosuus kudoksessa (”virtaava verisuonten tilavuus”), F perf {\displaystyle F_{\text{perf}}}
ivim-efektin ja F-diff {\displaystyle F_{\text{diff}}}
on signaalin vaimeneminen molekyylidiffuusiosta kudoksessa.
jos oletetaan, että satunnaisesti suunnatussa verisuonistossa virtaava veren vesi muuttaa useita kertoja suuntaa (vähintään 2) mittausajan aikana (malli 1), saadaan F perf {\displaystyle F_{\text{perf}}}
: F perf = exp (- s . D ∗ ) {\displaystyle F_{\text{perf}}=\exp (- b.D^{*})\,}
missä b {\displaystyle b}
on MAGNEETTIKUVAUSJAKSON diffuusioherkistyminen, D ∗ {\displaystyle D^{*}}
on ivim-efektiin ja D blood {\displaystyle D_ {\text{blood}}}
, veden diffuusiokerroin veressä: D ∗ = L . v veri / 6 + D veri {\displaystyle D^{*}=L.v_ {\text {blood}}/6 + D_{\text{blood}}\,}
missä L {\displaystyle L}
on kapillaarijalan keskimääräinen pituus ja v veri {\displaystyle v_{\text{veri}}}
on veren nopeus.
jos veren vesi virtaa muuttamatta suuntaa (joko siksi, että virtaus on hidasta tai mittausaika lyhyt), kun kapillaarisegmentit ovat satunnaisesti ja isotrooppisesti suuntautuneita (malli 2), f perf {\displaystyle F_{\text{perf}}}
tulee: F perf = sinc ( V veri c / π ) ≈ ( 1 − V veri c / 6 ) {\displaystyle F_{\text{perf}}=\operatorname {sinc} (V_{\text{veri}}} C/\pi )\approx (1-v_{\text{veri}} c/6)\,}
missä c {\displaystyle c}
on gradienttipulssin amplitudiin ja ajankulkuun liittyvä parametri (samanlainen kuin B-arvo).
molemmissa tapauksissa perfuusiovaikutus johtaa diffuusiovaimennuksen käyrän kaarevuuteen kohti b=0 (Kuva.2).
yksinkertaisessa lähestymistavassa ja joidenkin likiarvojen mukaan 2 diffuusiopainotetusta kuvasta laskettu ADC, joka on saatu B0=0 ja B1, as ADC = Ln (S (b0)/s (b1)), on:
a d c ≈ d + f i V I m / b {\displaystyle ADC\approx D+f_{\mathrm {IVIM} } / b\,}
missä D {\displaystyle D}
on kudoksen diffuusiokerroin. ADC riippuu siis vain virtaavan verisuonten tilavuudesta (kudoksen verisuonisto) eikä veren nopeudesta ja kapillaarigeometriasta, mikä on vahva etu. Perfuusion vaikutus ADC: hen on suurempi käytettäessä pieniä b-arvoja.Toisaalta kuvajoukko, joka on saatu useista B-arvoista, voidaan varustaa Eq: lla. käyttämällä jompaakumpaa mallia 1 (Eq.) tai malli 2 (ekv.) arvioimaan D ∗ {\displaystyle D*}
ja / tai veren nopeutta.Käyrän loppuosassa (kohti korkeita b-arvoja, yleensä yli 1000 s / mm2) esiintyy myös jonkinasteista kaarevuutta (Kuva.2). Tämä johtuu siitä, että diffuusio biologisissa kudoksissa ei ole vapaata (Gaussin), mutta sitä voivat estää monet esteet (erityisesti solukalvot) tai jopa rajoittaa (eli solunsisäinen). On ehdotettu useita malleja kuvaamaan tätä kaarevuutta korkeammilla B-arvoilla, pääasiassa ”biexponential” – mallia, jossa oletetaan olevan 2 vesiosastoa, joilla on nopea ja hidas diffuusio (jossa kumpikaan osasto ei ole f fast {\displaystyle f_{\text{fast}}}
from IVIM), relatiiviset ”fast” – ja ”slow” – merkinnät, jotka viittaavat rajoitettuun ja estettyyn diffuusioon pseudodiffuusion/perfuusion ja true (estetyn) diffuusion sijaan. Toinen vaihtoehto on” kurtosis ” – malli, joka määrittää poikkeaman vapaasta (Gaussin) diffuusiosta parametrissa K {\displaystyle K}
(ekv. ).
Bieksponentiaalinen malli:
F diff = F hidas exp (−B D hidas ) + F nopea exp (- B D nopea ) {\displaystyle F_{\text{diff}}=f_{\text{slow}}\exp (- bD_{\text{slow}})+f_{\text{fast}}\exp (- bD_{\text{fast}} \ exp (- bD_ {\text {fast}}}})\,}
missä f f a S t, S l o W {\displaystyle f_ {\mathrm {fast, slow} }}
and D f a S t , S l o W {\displaystyle D_ {\mathrm {fast,slow}}} }}
ovat nopeiden ja hitaiden lokeroiden suhteelliset jakeet ja diffuusiokertoimet. Tätä yleistä muotoa, jossa diffuusiopainotettu kuvantamissignaali hajoaa bieksponentiaalisesti B-arvolla, voidaan käyttää IVIM: ssä, joka edellyttää alhaisten b-arvojen (<100 s/mm2) näytteenottoa pseudodiffuusiohajoamisen kuvaamiseksi, tai restriktiokuvauksessa, joka vaatii suurempia b-arvon hankintoja (>1000 s/mm2) rajoitetun diffuusion kuvaamiseksi.
Kurtoosimalli:
F diff = exp (- b D i n t + K ( b D i n t ) 2 / 6 ) {\displaystyle F_{\text{diff}}=\exp (- bD_{\mathrm {int} }+k (bD_{\mathrm {int)} })^{2}/6)\,}
missä D i n t {\displaystyle D_{\mathrm {int} }}
on kudoksen sisäinen diffuusiokerroin ja K {\displaystyle K}
kurtoosin parametri (poikkeama Gaussin diffuusiosta).Molemmat mallit voidaan liittää olettaen joitakin hypoteeseja kudosrakenteesta ja mittausolosuhteista.Perfuusion erottaminen diffuusiosta vaatii hyviä signaali-kohinasuhteita ja voitettavana on joitakin teknisiä haasteita(artefaktit, muiden irtovirtafoneemien vaikutus jne.). Myös IVIM-menetelmällä saavutettavat ” perfuusioparametrit ”poikkeavat jonkin verran merkkiainemenetelmillä saaduista” klassisista ”perfuusioparametreista:” perfuusio ” voidaan nähdä fysiologisilla silmillä (verenkierto) tai radiologisilla silmillä (verisuonten tiheys). IVIM-mallia on todellakin mahdollista parantaa ja ymmärtää paremmin sen suhde toiminnalliseen verisuoniarkkitehtuuriin ja sen biologiseen merkitykseen.
