Внутривоксельное бессвязное движение

Визуализация интравоксельного некогерентного движения (IVIM) — это концепция и метод, первоначально представленные и разработанные Ле Биханом и соавт. количественно оценить все микроскопические поступательные движения, которые могут способствовать сигналу, полученному с помощью диффузионной МРТ . В этой модели биологическая ткань содержит две различные среды: молекулярную диффузию воды в ткани (иногда называемую «истинной диффузией») и микроциркуляцию крови в капиллярной сети (перфузия). Концепция, предложенная Д. Ле Бианом, заключается в том, что вода, текущая в капиллярах (на уровне вокселей), имитирует случайное блуждание («псевдодиффузию» ) (Рис.1), пока выполняется предположение о том, что в капиллярах представлены все направления (т.е. нет чистого когерентного потока ни в одном направлении).

Рис. 1.

Он отвечает за затухание сигнала при диффузной МРТ, которое зависит от скорости текущей крови и сосудистой архитектуры. Подобно молекулярной диффузии, влияние псевдодиффузии на затухание сигнала зависит от значения b. Однако скорость затухания сигнала в результате псевдодиффузии обычно на порядок превышает скорость молекулярной диффузии в тканях, поэтому его относительный вклад в диффузионно-взвешенный сигнал МРТ становится значимым только при очень низких значениях b, что позволяет оценить эффекты диффузии и перфузии. разделены.

Модель

В присутствии импульсов градиента магнитного поля диффузионной последовательности МРТ сигнал МРТ ослабляется из-за эффектов диффузии и перфузии. В простой модели это затухание сигнала S/So можно записать как:

${\frac {S}{S_{0}}}=f_{\mathrm {IVIM} }F_{\text{perf}}+(1-f_{\mathrm {IVIM} })F_{\text{diff}}\,$ [1]

где $f_{\mathrm {IVIM} }$ – объемная доля бессвязно текущей крови в ткани («объем протекающего сосуда»), $F_{\text{perf}}$ затухание сигнала от эффекта IVIM и $F_{\text{diff}}$ — затухание сигнала в результате молекулярной диффузии в ткани.

Предполагая, что вода крови, текущая в случайно ориентированной сосудистой сети, меняет направление несколько раз (по крайней мере 2 раза) за время измерения (модель 1), получим $F_{\text{perf}}$ :

$F_{\text{perf}}=\exp(-b.D^{*})\,$ [2]

где $b$ - это диффузионная сенсибилизация последовательности МРТ, $D^{*}$ представляет собой сумму коэффициента псевдодиффузии, связанного с эффектом IVIM, и $D_{\text{blood}}$, коэффициент диффузии воды в крови:

$D^{*}=L.v_{\text{blood}}/6+D_{\text{blood}}\,$ [3]

где $L$ – средняя длина сегмента капилляра и $v_{\text{blood}}$ это скорость крови.

Если вода в крови течет без изменения направления (либо из-за медленного потока, либо из-за короткого времени измерения), а сегменты капилляров ориентированы случайным образом и изотропно (модель 2), $F_{\text{perf}}$ становится:

$F_{\text{perf}}=\operatorname {sinc} (v_{\text{blood}}c/\pi )\approx (1-v_{\text{blood}}c/6)\,$ [4]

где $c$ — параметр, связанный с амплитудой градиентного импульса и течением времени (аналогично значению b).

В обоих случаях эффект перфузии приводит к искривлению графика диффузионного затухания в сторону b=0 (рис.2).

Рис. 2.

При простом подходе и при некоторых приближениях ADC, рассчитанный по двум диффузионно-взвешенным изображениям, полученным с b0=0 и b1, как ADC = ln(S(b0)/S (b1)), равен:

$ADC\approx D+f_{\mathrm {IVIM} }/b\,$ [5]

где $D$ – коэффициент тканевой диффузии. Таким образом, ADC зависит только от текущего объема сосудов (васкуляризации тканей), а не от скорости крови и геометрии капилляров, что является большим преимуществом. Вклад перфузии в ADC больше при использовании малых значений b. С другой стороны, набор данных, полученных из изображений, полученных с несколькими значениями b, можно аппроксимировать уравнением [1] используя модель 1 (уравнение [2,3]) или модель 2 (уравнение [4]) для оценки $D*$ и/или скорость крови. Поздняя часть кривой (в направлении высоких значений b, обычно выше 1000 с/мм²) также имеет некоторую степень искривления (рис. 2). Это связано с тем, что диффузия в биологических тканях не является свободной (по Гауссу), а может быть затруднена многими препятствиями (в частности, клеточными мембранами) или даже ограничена (т. е. внутриклеточно). Было предложено несколько моделей для описания этой кривизны при более высоких значениях b, в основном «биэкспоненциальная» модель, которая предполагает наличие двух водных отсеков с быстрой и медленной диффузией. (где ни одно из отделений не является $f_{\text{fast}}$ из IVIM), относительные ярлыки «быстрая» и «медленная» относятся к ограниченной и затрудненной диффузии, а не к псевдодиффузии/перфузии и истинной (затрудненной) диффузии. Другой альтернативой является модель «эксцесса», которая количественно определяет отклонение от свободной (гауссовой) диффузии параметра $K$ (уравнение [7]).

Биэкспоненциальная модель:

$F_{\text{diff}}=f_{\text{slow}}\exp(-bD_{\text{slow}})+f_{\text{fast}}\exp(-bD_{\text{fast}})\,$ [6]

Где $f_{\mathrm {fast,slow} }$ и $D_{\mathrm {fast,slow} }$ – относительные доли и коэффициенты диффузии быстрого и медленного отсеков. Эту общую формулировку биэкспоненциального затухания диффузионно-взвешенного сигнала изображения со значением b можно использовать для IVIM, для которого требуется выборка низких значений b (<100 с/мм²) для регистрации псевдодиффузионного затухания, или для рестрикционной визуализации, которая требует сбор данных с более высоким значением b (> 1000 с/мм²) для фиксации ограниченной диффузии.

Модель куртозиса :

$F_{\text{diff}}=\exp(-bD_{\mathrm {int} }+K(bD_{\mathrm {int} })^{2}/6)\,$ [7]

где $D_{\mathrm {int} }$ - коэффициент собственной диффузии ткани и $K$ параметр куртозиса (отклонение от гауссовой диффузии). Обе модели могут быть связаны между собой при наличии некоторых гипотез о структуре ткани и условиях измерения. Отделение перфузии от диффузии требует хорошего соотношения сигнал/шум. и есть некоторые технические проблемы, которые необходимо преодолеть (артефакты, влияние других явлений объемного потока и т. д.). Кроме того, параметры «перфузии», доступные с помощью метода IVIM, несколько отличаются от «классических» параметров перфузии, полученных с помощью индикаторных методов: «Перфузию» можно увидеть глазами физиолога (кровоток) или глазами рентгенолога (плотность сосудов). Действительно, есть возможности для улучшения модели IVIM и лучшего понимания ее связи с функциональной сосудистой архитектурой и ее биологической значимостью.

Приложения

IVIM MRI изначально была внедрена для оценки перфузии и создания карт перфузии головного мозга, для исследований активации мозга (до появления BOLD фМРТ) и клинических применений (инсульт, опухоли головного мозга). Недавняя работа доказала обоснованность концепции IVIM на основе фМРТ с увеличением параметров перфузии IVIM в активированных областях мозга, а также потенциал этого подхода для помощи в нашем понимании различного сосудистого вклада в сигнал фМРТ. IVIM MRI также использовалась в контексте фМРТ в отрицательном смысле.

Ограничением ЖИРНОЙ фМРТ является ее пространственное разрешение, поскольку увеличение кровотока в довольно крупных артериях или венах питает или истощает большие территории нейронов. Вставляя в последовательность МРТ «диффузионные» градиентные импульсы (соответствующие низким значениям b), можно уменьшить долю самых крупных сосудов (с высокими значениями D*, связанными с быстрым потоком) в ЖИРНОМ сигнале и улучшить пространственное разрешение карты активации. Несколько групп использовали этот трюк, хотя и не всегда рассматривали возможность использования концепции IVIM. Эта концепция IVIM также была заимствована для улучшения других приложений, например, маркировки артериального спина (ASL). или для подавления сигнала от внеклеточной жидкости, протекающей в перфузируемых клеточных системах.

Однако в последнее время IVIM МРТ пережила поразительное возрождение для применения не в мозге, но и во всем теле. После более ранних обнадеживающих результатов в почках, или даже сердце, IVIM MRI действительно стала популярной при исследовании печени. Например, Лучани и др. обнаружили, что D* значительно снижается у пациентов с циррозом печени, что, согласно модели IVIM, указывает на снижение скорости (и потока) крови. (Другая теоретическая, довольно маловероятная интерпретация заключается в том, что сегменты капилляров становятся длиннее или более прямыми у пациентов с фиброзом печени). Фракция перфузии f, которая связана с объемом крови в модели IVIM, оставалась нормальной, что подтверждает более ранние результаты Yamada et al. Однако ожидается, что при циррозе печени объем крови будет уменьшен.

Следует иметь в виду, что визуализация IVIM имеет разную чувствительность к типам сосудов в зависимости от используемого диапазона сенсибилизации к движению (значения b). Сигнал от крупных сосудов с быстрым потоком быстро исчезает при очень низких значениях b, в то время как более мелкие сосуды с более медленным потоком все равно могут вносить вклад в сигнал IVIM, полученный при значениях b, превышающих 200 с/мм². Также было показано, что параметр f, часто связанный с фракцией перфузии, чувствителен к разным скоростям спин-спиновой релаксации в двух модельных отсеках (кровь/ткань) и, таким образом, может быть переоценен в ткани с высокой перфузией. Коррекция этого эффекта достигается дополнительными изображениями в разное время эха . В настоящее время исследуются многие другие области применения, особенно для визуализации пациентов с подозрением на рак организма (простаты, печени, почек, поджелудочной железы и т. д.). и плацента человека. Ключевой особенностью диффузионной МРТ IVIM является то, что она не требует использования контрастных веществ и может оказаться интересной альтернативой перфузионной МРТ у некоторых пациентов с риском нефрогенного системного фиброза (НСФ).