în prezența impulsurilor de gradient de câmp magnetic ale unei secvențe RMN de difuzie, semnalul RMN se atenuează datorită efectelor de difuzie și perfuzie. Într-un model simplu, această atenuare a semnalului, s / So, poate fi scrisă ca:
S S 0 = f I V I M f perf + (1-f I V I m) f dif {\displaystyle {\frac {s}{s_{0}}} = f_ {\mathrm {IVIM} }F_ {\text{perf}}+(1-f_ {\mathrm {IVIM} })F_ {\text{dif}}\,}
unde f I V I m {\displaystyle f_ {\mathrm {IVIM} }}
este fracția de volum a sângelui care curge incoerent în țesut („volumul vascular care curge”), F perf {\displaystyle F_ {\text{perf}}}
atenuarea semnalului din efectul IVIM și F dif {\displaystyle F_ {\text{dif}}}
este atenuarea semnalului din difuzia moleculară în țesut.
presupunând că apa din sânge care curge în vasculatura orientată aleatoriu schimbă de mai multe ori direcția (cel puțin 2) în timpul timpului de măsurare (modelul 1), se are pentru F perf {\displaystyle F_ {\text{perf}}}
: F perf = Exp ( − N . D (- b ) {\displaystyle F_{\text{perf}}=\exp (- B.D^{*})\,}
unde b {\displaystyle b}
este sensibilizarea prin difuzie a secvenței IRM, d {\displaystyle d^{*}}
este suma coeficientului de pseudo-difuzie asociat efectului IVIM și D blood {\displaystyle D_ {\text{blood}}}
, coeficientul de difuzie a apei în sânge: D . v sânge / 6 + d sânge {\displaystyle D^{ * } = L.v_ {\text{sânge}} / 6 + D_ {\text{sânge}}\,}
unde L {\displaystyle L}
este lungimea medie a segmentului capilar și v sânge {\displaystyle v_ {\text{sânge}}}
este viteza sângelui.
dacă apa din sânge curge fără a schimba direcția (fie pentru că debitul este lent, fie timpul de măsurare este scurt) în timp ce segmentele capilare sunt orientate aleatoriu și izotropic (modelul 2), F perf {\displaystyle F_ {\text{perf}}}
devine: F perf=sinc ( v blood C / 6) {\displaystyle F_{\text{perf}} = \operatorname {sinc} (v_{\text{blood}}c / \pi) \aprox (1 − V_{\text{blood}}c/6)\,}
unde c {\displaystyle c}
este un parametru legat de amplitudinea pulsului de gradient și de cursul de timp (similar cu valoarea b).
în ambele cazuri, efectul de perfuzie are ca rezultat o curbură a complotului de atenuare a difuziei spre b=0 (Fig.2).
într-o abordare simplă și sub unele aproximări, ADC calculat din 2 imagini ponderate prin difuzie achiziționate cu b0 = 0 și b1, ca ADC = ln (S (b0)/s (b1)), este:
A D C_c_d + f I V I m / b {\displaystyle ADC\aprox D+F_{\mathrm {IVIM}} / b\,}
unde d {\displaystyle D}
este coeficientul de difuzie tisulară. ADC depinde astfel doar de volumul vascular care curge (vascularitatea țesutului) și nu de viteza sângelui și geometria capilară, ceea ce reprezintă un avantaj puternic. Contribuția perfuziei la ADC este mai mare atunci când se utilizează valori mici B.Pe de altă parte, setul de date obținute din imagini obținute cu valori multiple B poate fi echipat cu Eq. folosind oricare model 1 (Eq.) sau modelul 2 (Eq.) pentru a estima d {\displaystyle d*}
și/sau viteza sângelui.Partea târzie a curbei (spre valori B ridicate, în general peste 1000 s/mm2) prezintă, de asemenea, un anumit grad de curbură (Fig.2). Acest lucru se datorează faptului că difuzia în țesuturile biologice nu este liberă (Gaussiană), dar poate fi împiedicată de multe obstacole (în special membranele celulare) sau chiar restricționată (adică intracelulară). Au fost propuse mai multe modele pentru a descrie această curbură la valori B mai mari, în principal modelul „biexponențial” care presupune prezența a 2 compartimente de apă cu difuzie rapidă și lentă (unde niciunul dintre compartimente nu este f fast {\displaystyle f_{\text{fast}}}
din IVIM), etichetele relative ‘fast’ și ‘slow’ care se referă la difuzia restricționată și împiedicată, mai degrabă decât la pseudodifuzia/perfuzia și difuzia adevărată (împiedicată). O altă alternativă este modelul „kurtosis” care cuantifică abaterea de la difuzia liberă (Gaussiană) în parametrul K {\displaystyle K}
(Eq. ).
Modelul Biexponential:
F diff = F slow exp ( − b d slow) + F fast exp (- B D fast) {\displaystyle F_ {\text{diff}} = f_ {\text{slow}}\exp(-bD_ {\text{slow}})+f_ {\text{fast}}\exp(-bD_{\text{fast}}}})\,}
unde f f A S t, s l O W{\displaystyle f_ {\mathrm {rapid, lent} }}
și D f A s t, s l O w {\displaystyle D_ {\mathrm {fast, slow} }}
sunt fracțiile relative și coeficienții de difuzie ai compartimentelor rapide și lente. Această formulare generală a unei decăderi biexponențiale a semnalului imagistic ponderat prin difuzie cu valoare b poate fi utilizată pentru IVIM, care necesită eșantionarea valorilor B scăzute (<100 s/mm2) pentru a capta dezintegrarea pseudodifuziei sau pentru imagistica de restricție, care necesită achiziții cu valoare b mai mare (>1000 s/mm2) pentru a capta difuzia restricționată.
Modelul Kurtozei:
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)\,}
unde D i n t {\displaystyle D_ {\mathrm {int} }}
este coeficientul de difuzie intrinsecă a țesutului și K {\displaystyle K}
parametrul Kurtosis (abatere de la difuzia Gaussiană).Ambele modele pot fi legate presupunând unele ipoteze despre structura țesutului și condițiile de măsurare.Separarea perfuziei de difuzie necesită raporturi bune semnal-zgomot și există unele provocări tehnice de depășit (artefacte, influența altor fonemene de flux în vrac etc.). De asemenea, parametrii de” perfuzie „accesibili prin metoda IVIM diferă oarecum de parametrii de perfuzie” clasici „obținuți prin metode de trasare:” perfuzia ” poate fi văzută cu ochii fiziologului (fluxul sanguin) sau cu ochii radiologului (densitatea vasculară). Într-adevăr, există loc pentru a îmbunătăți modelul IVIM și pentru a înțelege mai bine relația sa cu arhitectura vasculară funcțională și relevanța sa biologică.
