Ruch niespójny wewnątrz woksela

intravoxel incoherent motion (IVIM) to koncepcja i metoda pierwotnie wprowadzona i opracowana przez Le Bihana i in. do ilościowej oceny wszystkich mikroskopijnych ruchów translacyjnych, które mogą przyczynić się do sygnału uzyskanego za pomocą dyfuzyjnego MRI . W tym modelu tkanka biologiczna obejmuje dwa różne środowiska: molekularną dyfuzję wody w tkance (czasami określaną jako „prawdziwa dyfuzja”) oraz mikrokrążenie krwi w sieci naczyń włosowatych (perfuzja). Koncepcja wprowadzona przez D. Le Bihana polega na tym, że woda płynąca w naczyniach włosowatych (na poziomie wokseli) naśladuje błądzenie losowe („pseudo-dyfuzja” ) (ryc. 1), o ile założenie, że wszystkie kierunki są reprezentowane w kapilarach (tj. nie ma spójnego przepływu netto w żadnym kierunku).

Ryc. 1.

Odpowiada za tłumienie sygnału w dyfuzyjnym MRI, które zależy od prędkości przepływającej krwi i architektury naczyniowej. Podobnie jak w przypadku dyfuzji molekularnej, wpływ pseudodyfuzji na tłumienie sygnału zależy od wartości b. Jednak tempo tłumienia sygnału wynikające z pseudodyfuzji jest zwykle o rząd wielkości większe niż dyfuzja molekularna w tkankach, więc jego względny udział w sygnale MRI ważonym dyfuzją staje się znaczący dopiero przy bardzo niskich wartościach b, co pozwala na uwzględnienie efektów dyfuzji i perfuzji rozdzielony.

Model

W obecności impulsów gradientu pola magnetycznego w dyfuzyjnej sekwencji MRI sygnał MRI zostaje osłabiony z powodu efektów dyfuzji i perfuzji. W prostym modelu to tłumienie sygnału, S/So, można zapisać jako:

${\ Displaystyle {\ Frac {S} {S_ {0}}} = f _ {\ operatorname {IVIM}} F_ {\ text{perf}}+(1-f_{\mathrm {IVIM}})F_{\text{diff}}\,}$ [1]

gdzie ${ \$ ułamkiem objętościowym niespójnie przepływającej krwi w tkance („płynąca objętość naczyń”), $} }$$dyfuzji$ sygnału z efektu IVIM i molekularnej w tkance.

Zakładając, że woda z krwi płynąca w losowo zorientowanym układzie naczyniowym zmienia kierunek kilka razy (co najmniej 2) w czasie pomiaru (model 1), mamy dla ${\ displaystyle F _ {\ tekst {perf}}$ }

${\ Displaystyle F _ {\ tekst {perf}} = \ exp (- bD ^ {*}) \,}$ [2]

gdzie jest $uczuleniem$ na dyfuzję sekwencji MRI, $jest sumą$ pseudodyfuzji związanego z efektem IVIM i $D_ { \text{blood}}}$ , współczynnik dyfuzji wody we krwi:

${\ Displaystyle D ^ {*} = L v _ {\ tekst {krew}} / 6 + D _ {\ tekst {krew}} \,}$ [3]

gdzie $jest$ średnią długością segmentu naczyń włosowatych $krwi$ .

Jeśli woda z krwi płynie bez zmiany kierunku (z powodu powolnego przepływu lub krótkiego czasu pomiaru), podczas gdy segmenty naczyń włosowatych są zorientowane losowo i izotropowo (model 2), staje się: fa $\ displaystyle F _ {\ text {perf}}}$

${\ Displaystyle F _ {\ tekst {perf}} = \ nazwa operatora {sinc} (v _ {\ tekst {krew}} c / \pi )\około (1-v_{\text{krew}}c/6)\,}$ [4]

gdzie jest parametrem powiązanym z amplitudą i przebiegiem impulsu gradientu (podobnie jak wartość b $.$

W obu przypadkach efekt perfuzji skutkuje zakrzywieniem wykresu tłumienia dyfuzji w kierunku b=0 (ryc. 2).

Ryc. 2.

W prostym podejściu i przy pewnych przybliżeniach, ADC obliczone z 2 ważonych dyfuzyjnie obrazów uzyskanych przy b0=0 i b1, ponieważ ADC = ln(S(b0)/S(b1)) wynosi:

${\ Displaystyle ADC \ około D + f _ {\ operatorname {IVIM}} / b \,}$ [5]

gdzie jest współczynnikiem dyfuzji $tkankowej$ ADC zależy zatem tylko od przepływającej objętości naczynia (unaczynienie tkanki), a nie od prędkości krwi i geometrii naczyń włosowatych, co jest dużą zaletą. Udział perfuzji w ADC jest większy, gdy stosuje się małe wartości b. Z drugiej strony zestaw danych uzyskanych z obrazów uzyskanych z wielokrotnymi wartościami b można dopasować do równania [1] przy użyciu modelu 1 (równanie [2,3]) lub modelu 2 (równanie [4]) do oszacowania ${\ Displaystyle D *}$ i/lub prędkość krwi. Późna część krzywej (w kierunku wysokich wartości b, na ogół powyżej 1000 s/mm²) również wykazuje pewien stopień krzywizny (ryc. 2). Dzieje się tak dlatego, że dyfuzja w tkankach biologicznych nie jest swobodna (gaussowska), ale może być utrudniona przez wiele przeszkód (w szczególności błony komórkowe) lub nawet ograniczona (np. wewnątrzkomórkowa). Zaproponowano kilka modeli opisujących tę krzywiznę przy wyższych wartościach b, głównie model „dwuwykładniczy”, który zakłada obecność 2 przedziałów wodnych z szybką i wolną dyfuzją (gdzie żaden przedział nie jest fa szybki {\ displaystyle f _ { ${ szybko}}}$ z IVIM), względne „szybkie” i „powolne” etykiety odnoszące się raczej do ograniczonej i utrudnionej dyfuzji, niż do pseudodyfuzji/perfuzji i prawdziwej (utrudnionej) dyfuzji. Inną alternatywą jest model „kurtozy”, który określa ilościowo odchylenie od swobodnej (gaussowskiej) dyfuzji w parametrze $równanie$ [7]).

Model dwuwykładniczy:

${\ Displaystyle F _ {\ tekst {różnica}} = f _ {\ tekst {wolno}} \ exp (-bD_ { \text{wolno}})+f_{\text{szybko}}\exp(-bD_{\text{szybko}})\,}$ [6]

gdzie $\ Displaystyle f _ {\ operatorname {szybko, wolno}}}$ i ${\ Displaystyle D _ {\ operatorname {szybko, wolno}}}$ są względnymi ułamkami i współczynnikami dyfuzji przedziałów szybkich i wolnych. To ogólne sformułowanie dwuwykładniczego zaniku sygnału obrazowania ważonego dyfuzją z wartością b można zastosować do IVIM, co wymaga próbkowania niskich wartości b (<100 s/mm²) w celu uchwycenia rozpadu pseudodyfuzji lub do obrazowania restrykcyjnego, które wymaga wyższa akwizycja wartości b (>1000 s/mm²) w celu uchwycenia ograniczonej dyfuzji.

Model kurtozy :

${\ Displaystyle F _ {\ tekst {różnica}} = \ exp (-bD _ {\ operatorname {int}} + K(bD_{\mathrm {int}})^{2}/6)\,}$ [7]

gdzie $jest$ współczynnikiem dyfuzji tkanki i $Kurtozy$ dyfuzji Gaussa). Oba modele można ze sobą powiązać, przyjmując pewne hipotezy dotyczące budowy tkanki i warunków pomiaru. Oddzielenie perfuzji od dyfuzji wymaga dobrego stosunku sygnału do szumu i wiąże się z pewnymi wyzwaniami technicznymi (artefakty, wpływ innych zjawisk związanych z przepływem masowym itp.). Również parametry „perfuzji” dostępne metodą IVIM różnią się nieco od „klasycznych” parametrów perfuzji uzyskiwanych metodami znacznikowymi: „Perfuzję” można zobaczyć oczami fizjologa (przepływ krwi) lub oczami radiologa (gęstość naczyń). Rzeczywiście, jest miejsce na ulepszenie modelu IVIM i lepsze zrozumienie jego związku z funkcjonalną architekturą naczyń i jego znaczeniem biologicznym.

Aplikacje

IVIM MRI został początkowo wprowadzony do oceny perfuzji i tworzenia map perfuzji mózgu, do badań aktywacji mózgu (przed wprowadzeniem BOLD fMRI) i zastosowań klinicznych (udar, guzy mózgu). Niedawne prace dowiodły zasadności koncepcji IVIM z fMRI , wraz ze wzrostem parametrów perfuzji IVIM w obszarach aktywowanych przez mózg oraz potencjałem podejścia do pomocy w zrozumieniu różnych wkładów naczyniowych w sygnał fMRI. IVIM MRI był również używany w kontekście fMRI w sposób negatywny.

Ograniczeniem BOLD fMRI jest jego rozdzielczość przestrzenna, ponieważ wzrost przepływu w nieco dużych tętnicach lub żyłach zasila lub drenuje duże obszary neuronalne. Wstawiając impulsy gradientu „dyfuzji” do sekwencji MRI (odpowiadające niskim wartościom b), można zmiażdżyć udział największych naczyń (o wysokich wartościach D* związanych z szybkim przepływem) w sygnale BOLD i poprawić rozdzielczość przestrzenną mapy aktywacji. Kilka grup polegało na tej sztuczce, choć nie zawsze rozważało odniesienie się do koncepcji IVIM. Ta koncepcja IVIM została również zapożyczona w celu ulepszenia innych zastosowań, na przykład znakowania spinów tętniczych (ASL) lub do tłumienia sygnału z zewnątrzkomórkowego płynu przepływającego w perfundowanych układach komórkowych.

Jednak IVIM MRI przeszedł ostatnio uderzające odrodzenie w zastosowaniach nie w mózgu, ale także w całym ciele. Po wcześniejszych zachęcających wynikach w nerkach, a nawet sercu, IVIM MRI naprawdę wystartował do zastosowań w wątrobie. Na przykład Luciani i in. stwierdzili, że D* było znacznie zmniejszone u pacjentów z marskością wątroby, co zgodnie z modelem IVIM wskazuje na zmniejszenie prędkości (i przepływu krwi). (Inną teoretyczną, raczej nieprawdopodobną interpretacją byłoby to, że odcinki naczyń włosowatych stają się dłuższe lub bardziej proste u pacjentów ze zwłóknieniem wątroby). Frakcja perfuzji, f, która jest powiązana z objętością krwi w modelu IVIM, pozostała normalna, potwierdzając wcześniejsze wyniki Yamady i in. Chociaż oczekuje się, że objętość krwi zostanie zmniejszona w przypadku marskości wątroby.

Należy pamiętać, że obrazowanie IVIM ma zróżnicowaną czułość w zależności od rodzaju naczyń, w zależności od stosowanego zakresu uczulenia na ruch (wartości b). Sygnał z dużych naczyń o szybkim przepływie szybko zanika przy bardzo niskich wartościach b, podczas gdy mniejsze naczynia o wolniejszym przepływie mogą nadal wpływać na sygnał IVIM uzyskany przy wartościach b większych niż 200 s/mm². Wykazano również, że parametr f, często związany z frakcją perfuzji, jest wrażliwy na różne relaksacji spin-spin w dwóch modelowych przedziałach (krew/tkanka), a zatem może być przeszacowany w tkance o wysokiej perfuzji. Korektę tego efektu uzyskuje się poprzez dodatkowe zdjęcia w innym miejscu czas echa . Obecnie badane jest wiele innych zastosowań, zwłaszcza do obrazowania pacjentów z podejrzeniem raka w organizmie (prostata, wątroba, nerka, trzustka itp.) oraz ludzkiego łożyska. Kluczową cechą IVIM dyfuzyjnego MRI jest to, że nie obejmuje środków kontrastowych i może wydawać się interesującą alternatywą dla MRI perfuzyjnego u niektórych pacjentów zagrożonych nefrogennym włóknieniem układowym ( NSF ).