na presença dos pulsos de gradiente de campo magnético de uma sequência de ressonância magnética de difusão, o sinal de ressonância magnética é atenuado devido aos efeitos de difusão e perfusão. Em um modelo simples, esta atenuação do sinal, S / So, pode ser escrita como:
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{p}}+(1-f_{\mathrm {IVIM} })F_{\text{diff}}\,}
onde f I V I M {\displaystyle f_{\mathrm {IVIM} }}
é a fração de volume de incoerentemente fluindo sangue no tecido (“fluindo vascular volume”), F perf {\displaystyle F_{\text{perf}}}
a atenuação do sinal da IVIM efeito e F ‘diff’ {\displaystyle F_{\text{diff}}}
é a atenuação do sinal de difusão molecular no tecido.
Supondo que o sangue a água que flui no orientadas aleatoriamente vasculatura muda várias vezes de direção (pelo menos 2) durante o tempo de medição (modelo 1), tem-se F perf {\displaystyle F_{\text{perf}}}
: F perf = exp ( − b . D∗) {\displaystyle F_ {\text {perf}}= \ exp (- B.D^{*})\,}
onde b {\displaystyle b}
é a difusão de sensibilização da sequência MRI, D ∗ {\displaystyle D^{*}}
é a soma dos pseudo-coeficiente de difusão associado ao IVIM efeito e D sangue {\displaystyle D_{\text{sangue}}}
, o coeficiente de difusão da água em sangue: D ∗ = L . V sangue / 6 + D sangue {\displaystyle D^{*}=L.v_{\text{sangue}}/6+D_{\text{sangue}}\,}
onde L {\displaystyle L}
é a média de capilar comprimento do segmento de e v o sangue {\displaystyle v_{\text{sangue}}}
é a velocidade do sangue.
Se o sangue a água flui sem mudar de direção (porque o fluxo é lento ou tempo de medição é curta), enquanto capilar segmentos são aleatoriamente e isotropicamente orientado (modelo 2), F perf {\displaystyle F_{\text{perf}}}
torna-se: F perf = sinc ( v de sangue c / π ) ≈ ( 1 − v de sangue c / 6 ) {\displaystyle F_{\text{p}}=\operatorname {sinc} (v_{\text{sangue}}c/\pi )\approx (1-v_{\text{sangue}}c/6)\,}
onde c {\displaystyle c}
é um parâmetro vinculado ao gradiente de amplitude do pulso e do decurso de tempo (semelhante ao valor b).
em ambos os casos, o efeito de perfusão resulta em uma curvatura do Gráfico de atenuação de difusão em direção a b = 0 (Fig.2).
Em uma abordagem simples e em algumas aproximações, a ADC calculado a partir de 2 de difusão de imagens ponderadas adquiridos com b0=0 e b1, como ADC = ln(S(b0)/S (b1)), é:
A D C ≈ D + f I V I M / b {\displaystyle ADC\approx D+f_{\mathrm {IVIM} }/b\,}
onde D {\displaystyle D}
é o tecido coeficiente de difusão. O ADC, portanto, depende apenas do volume vascular que flui (vascularização do tecido) e não da velocidade do sangue e da geometria capilar, o que é uma forte vantagem. A contribuição da perfusão para o ADC é maior ao usar pequenos valores B.Por outro lado, o conjunto de dados obtidos a partir de imagens adquiridas com vários valores b pode ser equipado com Eq. usando qualquer modelo 1 (Eq.) ou modelo 2(Eq.) para estimar d ∗ {\displaystyle D*}
e / ou velocidade do sangue.A parte tardia da curva (em direção aos altos valores de b, geralmente acima de 1000 s/mm2) também apresenta algum grau de curvatura (Fig.2). Isso ocorre porque a difusão em tecidos biológicos não é livre (Gaussiana), mas pode ser dificultada por muitos obstáculos (em particular membranas celulares) ou mesmo restrita (ou seja, intracelular). Vários modelos têm sido propostos para descrever esta curvatura superior b-valores, principalmente o “biexponential” modelo que pressupõe a presença de 2 compartimentos de água, com rápido e difusão lenta (onde nem compartimento é o f rápida {\displaystyle f_{\text{rápida}}}
a partir de IVIM), a relativa “rápido” e “lento”, rótulos referindo-se ao restrito e impediu a difusão, em vez de pseudodiffusion/perfusão e verdadeiro (impedido), de difusão. Outra alternativa é o modelo de “curtose” que quantifica o desvio da difusão livre (Gaussiana) no parâmetro K {\displaystyle K}
(Eq. ).
modelo Biexponencial:
F ‘diff’ = f lento exp ( − b D lenta ) + f fast exp ( − b D rápida ) {\displaystyle F_{\text{diff}}=f_{\text{lento}}\exp(-bD_{\text{lento}})+f_{\text{rápida}}\exp(-bD_{\text{rápida}})\,}
Onde f e s t a , s l o w {\displaystyle f_{\mathrm {rápido,lento} }}
e D f a s t , s l o w {\displaystyle D_{\mathrm {rápido,lento} }}
são as frações relativas e coeficientes de difusão dos compartimentos rápido e lento. Esta formulação geral de um decaimento biexponencial de sinal de imagem ponderado por difusão com valor b pode ser usada para IVIM, que requer amostragem de baixos valores b (<100 s/mm2) para capturar o decaimento de pseudodiffusão, ou para imagens de restrição, que requer aquisições de maior valor b (>1000 s/mm2) para capturar difusão restrita.
modelo de curtose:
F ‘diff’ = exp ( − b D e i n t + K ( b, D e i n t ) 2 / 6 ) {\displaystyle F_{\text{diff}}=\exp(-bD_{\mathrm {int} }+K(bD_{\mathrm {int} })^{2}/6)\,}
onde D e i n t {\displaystyle D_{\mathrm {int} }}
é o tecido intrínseco coeficiente de difusão e K {\displaystyle K}
a Curtose parâmetro (desvio de Gauss de difusão).Ambos os modelos podem estar relacionados assumindo algumas hipóteses sobre a estrutura do tecido e as condições de medição.A separação da perfusão da difusão requer boas relações sinal-ruído e existem alguns desafios técnicos a serem superados (artefatos, influência de outros fonemas de fluxo a granel, etc.). Além disso, os parâmetros de “perfusão” acessíveis com o método IVIM diferem um pouco dos parâmetros de perfusão “clássicos” obtidos com métodos traçadores: “perfusão” pode ser vista com os olhos do fisiologista (fluxo sanguíneo) ou os olhos do radiologista (densidade vascular). De fato, há espaço para melhorar o modelo IVIM e entender melhor sua relação com a arquitetura vascular funcional e sua relevância biológica.
