diffúziós MRI szekvencia mágneses mező gradiens impulzusainak jelenlétében az MRI jel a diffúziós és perfúziós hatások miatt gyengül. Egy egyszerű modellben ez a jelcsillapítás, S / So, így írható:
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}}\,}
ahol f I V I m {\displaystyle f_ {\mathrm {IVIM} }}
az inkoherensen áramló vér térfogatrésze a szövetben (“áramló értérfogat”), F perf {\displaystyle F_ {\text{perf}}}
az IVIM-effektus és az F diff {\displaystyle F_ {\text{diff}}}
a szövet molekuláris diffúziójából származó jelcsillapítás.
feltételezve, hogy a véletlenszerűen orientált érrendszerben áramló vérvíz a mérési idő alatt többször (legalább 2) változik (1. Modell), F perf {\displaystyle F_ {\text{perf}}}
: F perf = exp ( − B . D ) {\displaystyle F_{\text{perf}}=\exp (- b.D^{*})\,}
ahol b {\displaystyle b}
az MRI szekvencia diffúziós-szenzibilizációja, d \ \ displaystyle D^{*}}
az IVIM-effektushoz és a D blood {\displaystyle D_{\text{blood-hoz kapcsolódó pszeudo-diffúziós együttható összege}}}
, a víz diffúziós együtthatója a vérben: D = L . v vér / 6 + D vér {\displaystyle D^{ * }=L.v_ {\text{blood}} / 6 + D_ {\text{blood}}\,}
ahol L {\displaystyle L}
a kapilláris szegmens átlagos hossza és v vér {\displaystyle v_ {\text{vér}}}
a vér sebessége.
ha a vérvíz az irány megváltoztatása nélkül áramlik (vagy azért, mert az áramlás lassú vagy a mérési idő rövid), miközben a kapilláris szegmensek véletlenszerűen és izotropikusan orientálódnak (2. Modell), F perf {\displaystyle F_ {\text{perf}}}
lesz: F perf = sinc (1-V vér c / 6) {\displaystyle F_ {\text{perf}}= \ operatorname {sinc} (v_ {\text{blood}}c / \pi) \ kb (1-v_ {\text{blood}}c/6)\,}
ahol c {\displaystyle c}
a gradiens impulzus amplitúdójához és az időfolyamhoz kapcsolódó paraméter (hasonló a b értékhez).
mindkét esetben a perfúziós hatás a diffúziós csillapítási diagram görbületét eredményezi b = 0 felé (ábra.2).
egyszerű megközelítésben és néhány közelítés mellett az ADC 2 diffúzióval súlyozott, b0=0 és b1 képből, mint ADC = ln(S(b0)/S (b1)) vett képből számítva a következő:
a D C D + F I V I m / b {\displaystyle ADC \ approxim D + F_ {\mathrm {IVIM} } / b\,}
ahol d {\displaystyle D}
a szövetdiffúziós együttható. Az ADC tehát csak az áramló értérfogattól (szöveti érrendszeresség) függ, nem pedig a vér sebességétől és a kapilláris geometriától, ami erős előny. A perfúzió hozzájárulása az ADC-hez nagyobb, ha kis B értékeket használunk.Másrészt a többszörös B értékkel szerzett képekből nyert adatok EQ-val felszerelhetők. bármelyik modell használata 1 (Eq.) vagy a 2. modell(Eq.), hogy megbecsüljük a D-t (d) \ \ displaystyle D*}
és/vagy a vér sebességét.A görbe késői része (magas b értékek felé, általában 1000 s/mm2 felett) szintén bizonyos fokú görbületet mutat (ábra.2). Ennek oka az, hogy a biológiai szövetekben a diffúzió nem szabad (Gauss-féle), de számos akadály (különösen a sejtmembránok) akadályozhatja, vagy akár korlátozhatja (azaz intracelluláris). Számos modellt javasoltak ennek a görbületnek a leírására magasabb b-értékeken, főleg a “biexponenciális” modellt, amely 2 Gyors és lassú diffúziós vízrekesz jelenlétét feltételezi (ahol egyik rekesz sem f gyors {\displaystyle f_ {\text{gyors}}}
az IVIM-től), a relatív ‘gyors’ és ‘lassú’ címkék a korlátozott és akadályozott diffúzióra utalnak, nem pedig a pszeudodiffúzióra/perfúzióra és a valódi (akadályozott) diffúzióra. Egy másik alternatíva a “kurtosis” modell, amely számszerűsíti a szabad (Gauss-féle) diffúziótól való eltérést a K {\displaystyle K}
paraméterben (Eq. ).
Biexponenciális modell:
F diff = F lassú exp (- b D lassú) + f gyors exp ( − B D gyors ) {\displaystyle F_{\text{diff}}=f_{\text{lassú}}\exp(-bD_{\text{lassú}})+F_{\text{gyors}}\exp (- bD_ {\text{gyors}}}})\,}
ahol f f a S t, s l O W {\displaystyle f_ {\mathrm {gyors, lassú} }}
és D f A s t, s l o w {\displaystyle D_ {\mathrm {gyors, lassú} }}
a gyors és lassú rekeszek relatív frakciói és diffúziós együtthatói. A diffúzióval súlyozott képalkotó jel B-értékkel történő biexponenciális bomlásának ez az általános megfogalmazása használható IVIM, amely alacsony b-értékek (<100 s/mm2) mintavételét igényli pszeudodiffúziós bomlás rögzítésére, vagy restrikciós képalkotáshoz, amely magasabb b-értékű akvizíciókat igényel (>1000 s/mm2) a korlátozott diffúzió elfogására.
kurtózis modell:
F diff=exp (exp = exp (−bD_ {\mathrm {int}} + K (bD_ {\mathrm {int ) 2 / 6) {\displaystyle F_ {\text {diff}} = \exp (- bD_ {\mathrm {int}} +k (bD_ {\mathrm {int} })^{2}/6)\,}
ahol D i n t {\displaystyle D_ {\mathrm {int} }}
a szövet belső diffúziós együtthatója és K {\displaystyle K}
a kurtosis paraméter (eltérés a Gauss-féle diffúziótól).Mindkét modell összekapcsolható, feltételezve néhány hipotézist a szövet szerkezetéről és a mérési körülményekről.A perfúzió és a diffúzió szétválasztása jó jel-zaj arányt igényel, és van néhány technikai kihívás, amelyet le kell küzdeni (műtárgyak, más ömlesztett áramlású fonémák hatása stb.). Az IVIM módszerrel elérhető “perfúziós” paraméterek némileg eltérnek a nyomjelző módszerekkel kapott” klasszikus “perfúziós paraméterektől: a” perfúzió ” látható a fiziológus szemével (véráramlás) vagy a radiológus szemével (vaszkuláris sűrűség). Valóban van lehetőség az IVIM modell javítására, és jobban megérteni annak kapcsolatát a funkcionális vaszkuláris architektúrával és annak biológiai relevanciájával.
