i nærvær av magnetfeltgradientpulser i en diffusjon MR-sekvens, blir MR-signalet dempet på grunn av diffusjons-og perfusjonseffekter. I en enkel modell kan denne signaldempingen, S/So, skrives som:
S 0 = f i v I m f perf + (1-f I v I m) f diff {\displaystyle {\frac {s_{0}}} = f_ {\mathrm {IVIM}} f_ {\text{perf}}+(1-f_ {\mathrm {IVIM} }) f_ {\text{diff}}\,}
hvor f I v i m {\displaystyle f_ {\mathrm {IVIM} }}
er volumfraksjonen av usammenhengende flytende blod i vevet («flytende vaskulært volum»), f perf {\displaystyle f_ {\text{perf}}}
signaldempingen FRA IVIM-effekten og f diff {\displaystyle f_ {\text{diff}}}
er signaldempingen fra molekylær diffusjon i vevet.
Forutsatt at blodvann som strømmer i tilfeldig orientert vaskulatur endres flere ganger retning (minst 2) i løpet av måletiden (modell 1), har Man For f perf {\displaystyle f_ {\text{perf}}}
: F perf = exp ( − b . D∗) {\displaystyle F_{\text{perf}} = \ exp(-b.D^{*})\,}
hvor b {\displaystyle b {\displaystyle b}}
er diffusjonssensibiliseringen av MR-sekvensen, d ∗ {\displaystyle d^{*}}
ER summen av pseudo-diffusjonskoeffisienten assosiert MED IVIM-effekten og d-blodet {\displaystyle D_ {\text{blod}}}
, diffusjonskoeffisienten av vann i blod: D ∗ = L . v blod / 6 + d blod {\displaystyle D^{ * }=L.v_{\text{blood}} / 6 + D_ {\text{blood}}\,}
hvor l {\displaystyle l}
er gjennomsnittlig kapillærsegmentlengde og v-blod {\displaystyle v_ {\text{blod}}}
er blodets hastighet.
hvis blodvann strømmer uten å endre retning (enten fordi strømmen er langsom eller måletiden er kort) mens kapillære segmenter er tilfeldig og isotropisk orientert (modell 2), f perf {\displaystyle f_ {\text{perf}}}
blir: F perf = sinc (v blod c / π) ≈ (1 − v blod c / 6 ) {\displaystyle F_{\text{perf}}=\operatername {sinc} (v_{\text{blood}}c/\pi) \ ca (1-v_ {\text{blood}}c/6)\,}
hvor c {\displaystyle c}}
er en parameter knyttet til gradientpulsamplitude og tidskurs (lik b-verdien).
i begge tilfeller resulterer perfusjonseffekten i en krumning av diffusjonsdempningsplottet mot b=0 (Fig .2).
I en enkel tilnærming og under noen tilnærminger er ADC beregnet ut fra 2 diffusjonsvektede bilder oppnådd med b0=0 og b1, SOM ADC = ln(S(b0)/S (b1)), er:
en D C ≈ D + f I v I M / b {\displaystyle ADC \ ca D + f_ {\mathrm {IVIM}} / b\,}
hvor d {\displaystyle D}}
er vevsdiffusjonskoeffisienten. ADC avhenger således bare av det flytende vaskulære volumet (vevsvaskularitet) og ikke på blodhastigheten og kapillærgeometrien, noe som er en sterk fordel. Perfusjonens bidrag til ADC er større ved bruk av små b-verdier.På den annen side kan sett med data hentet fra bilder som er oppnådd med flere b-verdier, utstyres Med Eq. bruke enten modell 1 (Eq .) eller modell 2 (Ekv.) for å estimere d ∗ {\displaystyle D*}
og / eller blodhastighet.Den sene delen av kurven (mot høye b-verdier, vanligvis over 1000 s/mm2) presenterer også en viss grad av krumning (Fig.2). Dette skyldes at diffusjon i biologisk vev ikke er fri (Gaussisk), men kan hindres av mange hindringer (spesielt cellemembraner) eller til og med begrenset (dvs.intracellulær). Flere modeller har blitt foreslått for å beskrive denne krumningen ved høyere b-verdier, hovedsakelig» biexponential » – modellen som antar tilstedeværelsen av 2 vannrom med rask og langsom diffusjon (hvor ingen av delene er f fast {\displaystyle f_ {\text{fast}}}
FRA IVIM), de relative ‘raske’ og ‘langsomme’ etikettene refererer til begrenset og hindret diffusjon, snarere enn pseudodiffusjon / perfusjon og sann (hindret) diffusjon. Et annet alternativ er «kurtosis» – modellen som kvantifiserer avviket fra fri (Gaussisk) diffusjon i parameteren K {\displaystyle K}
(Eq. ).
Biexponential modell:
F diff = f sakte exp (- b d sakte ) + f rask exp (- b D rask) {\displaystyle F_ {\text{diff}}=f_{\text{slow}} \ exp(-bD_{\text{slow}})+f_{\text{fast}}\exp (- bd_{\text{slow}})}})\,}
Hvor f f a s t, s l o w {\displaystyle f_{\mathrm {fort, sakte} }}
og D f a s t , s l o w {\displaystyle d_ {\mathrm {fast, slow} }}
er de relative fraksjonene og diffusjonskoeffisientene til de raske og langsomme delene. Denne generelle formuleringen av et biexponentielt forfall av diffusjonsvektet bildesignal med b-verdi kan brukes TIL IVIM, som krever prøvetaking av lave b-verdier (<100 s/mm2) for å fange pseudodiffusjonsforfall, eller for begrensningsavbildning, som krever høyere b-verdioppkjøp (>1000 s/mm2) for å fange begrenset diffusjon.
Kurtosis modell:
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)\,}
hvor d i n t {\displaystyle D_ {\mathrm {int} }}
er vevets indre diffusjonskoeffisient og K {\displaystyle K}
kurtosis-parameteren (avvik Fra Gaussisk diffusjon).Begge modellene kan være relatert forutsatt noen hypoteser om vevsstrukturen og måleforholdene.Separasjon av perfusjon fra diffusjon krever gode signal-til-støyforhold, og det er noen tekniske utfordringer å overvinne (artefakter, påvirkning av andre bulkflytfonemena, etc.). Også parametrene «perfusjon» som ER tilgjengelige MED IVIM-metoden, er noe forskjellig fra de» klassiske «perfusjonsparametrene oppnådd med sporingsmetoder: «Perfusjon» kan ses med fysiologens øyne (blodstrøm) eller radiologens øyne (vaskulær tetthet). FAKTISK er DET rom for å forbedre IVIM-modellen og forstå bedre forholdet til den funksjonelle vaskulære arkitekturen og dens biologiske relevans.
