Movimiento incoherente intravoxel

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La obtención de imágenes de movimiento incoherente intravoxel (IVIM) es un concepto y un método introducido y desarrollado inicialmente por Le Bihan et al. ^{[1] [2]} para evaluar cuantitativamente todos los movimientos de traslación microscópicos que podrían contribuir a la señal adquirida con la resonancia magnética de difusión . En este modelo, el tejido biológico contiene dos entornos distintos: difusión molecular de agua en el tejido (a veces denominada "difusión real") y microcirculación de sangre en la red capilar (perfusión). El concepto introducido por D. Le Bihan es que el agua que fluye en los capilares (a nivel de vóxel) imita una caminata aleatoria ("pseudodifusión" ^[2]) (Fig. 1), siempre que se cumpla la suposición de que todas las direcciones están representadas en los capilares (es decir, no hay flujo neto coherente en ninguna dirección).

Figura 1.

Es responsable de una atenuación de la señal en la resonancia magnética de difusión, que depende de la velocidad del flujo sanguíneo y de la arquitectura vascular. De manera similar a la difusión molecular, el efecto de la pseudodifusión sobre la atenuación de la señal depende del valor b. Sin embargo, la tasa de atenuación de la señal resultante de la pseudodifusión es típicamente un orden de magnitud mayor que la difusión molecular en los tejidos, por lo que su contribución relativa a la señal de resonancia magnética ponderada por difusión se vuelve significativa solo con valores de b muy bajos, lo que permite que los efectos de difusión y perfusión sean apartado. ^{[2] [3]}

Modelo

En presencia de pulsos de gradiente de campo magnético de una secuencia de resonancia magnética de difusión, la señal de resonancia magnética se atenúa debido a los efectos de difusión y perfusión. En un modelo simple, esta atenuación de señal, S / So, se puede escribir como: ^[2]

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

donde es la fracción de volumen de sangre que fluye incoherentemente en el tejido ("volumen vascular que fluye"), la atenuación de la señal del efecto IVIM y es la atenuación de la señal de la difusión molecular en el tejido.${\displaystyle f_{\mathrm {IVIM} }}$${\displaystyle F_{\text{perf}}}$${\displaystyle F_{\text{diff}}}$

Suponiendo que el agua de la sangre que fluye en la vasculatura orientada aleatoriamente cambia de dirección varias veces (al menos 2) durante el tiempo de medición (modelo 1), se tiene que  :${\displaystyle F_{\text{perf}}}$

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

donde es la difusión-sensibilización de la secuencia de RM, es la suma del coeficiente de pseudo-difusión asociado al efecto IVIM y , el coeficiente de difusión del agua en sangre:${\displaystyle b}$${\displaystyle D^{*}}$${\displaystyle D_{\text{blood}}}$

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

donde es la longitud media del segmento capilar y es la velocidad de la sangre. ^{[2] [4]}${\displaystyle L}$${\displaystyle v_{\text{blood}}}$

Si el agua sanguínea fluye sin cambiar de dirección (ya sea porque el flujo es lento o el tiempo de medición es corto) mientras los segmentos capilares están orientados al azar e isotrópicamente (modelo 2), se convierte en:${\displaystyle F_{\text{perf}}}$

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

donde es un parámetro vinculado a la amplitud del pulso del gradiente y al curso temporal (similar al valor b). ^{[2] [4]}${\displaystyle c}$

En ambos casos, el efecto de perfusión da como resultado una curvatura del gráfico de atenuación de difusión hacia b = 0 (figura 2).

Figura 2.

En un enfoque simple y con algunas aproximaciones, el ADC calculado a partir de 2 imágenes ponderadas por difusión adquiridas con b0 = 0 y b1, como ADC = ln (S (b0) / S (b1)), es: ^{[2] [4]}

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

donde es el coeficiente de difusión tisular. Por lo tanto, el ADC solo depende del volumen vascular que fluye (vascularización del tejido) y no de la velocidad de la sangre y la geometría capilar, lo cual es una gran ventaja. La contribución de la perfusión al ADC es mayor cuando se utilizan valores b pequeños. Por otro lado, el conjunto de datos obtenidos a partir de imágenes adquiridas con valores de b múltiples se puede ajustar con la ecuación [1]. usando el modelo 1 (Ec. [2,3]) o el modelo 2 (Ec. [4]) para estimar${\displaystyle D}$${\displaystyle D*}$y / o velocidad de la sangre. La parte tardía de la curva (hacia valores b altos, generalmente por encima de 1000 s / mm²) también presenta cierto grado de curvatura (Fig.2). Esto se debe a que la difusión en los tejidos biológicos no es gratuita (gaussiana), pero puede verse obstaculizada por muchos obstáculos (en particular las membranas celulares) o incluso restringida (es decir, intracelular). Se han propuesto varios modelos para describir esta curvatura a valores b más altos, principalmente el modelo “biexponencial” que asume la presencia de 2 compartimentos de agua con difusión rápida y lenta ^{[5] [6]} (donde ninguno de los compartimentos es el${\displaystyle f_{\text{fast}}}$de IVIM), las etiquetas relativas 'rápido' y 'lento' que se refieren a la difusión restringida y obstaculizada, en lugar de la pseudodifusión / perfusión y la difusión verdadera (obstaculizada). Otra alternativa es el modelo de “curtosis” que cuantifica la desviación de la difusión libre (gaussiana) en el parámetro (ecuación [7]). ^{[7] [8]}${\displaystyle K}$

Modelo biexponencial:

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

Donde y son las fracciones relativas y los coeficientes de difusión de los compartimentos rápido y lento. Esta formulación general de una desintegración biexponencial de la señal de imagen ponderada por difusión con valor b se puede utilizar para IVIM, que requiere el muestreo de valores b bajos (<100 s / mm²) para capturar la desintegración de la pseudodifusión, o para la obtención de imágenes de restricción, que requiere adquisiciones de valor b más alto (> 1000 s / mm²) para capturar la difusión restringida.${\displaystyle f_{\mathrm {fast,slow} }}$${\displaystyle D_{\mathrm {fast,slow} }}$

Modelo de curtosis :

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

donde es el coeficiente de difusión intrínseco del tejido y el parámetro de curtosis (desviación de la difusión gaussiana). Ambos modelos pueden relacionarse asumiendo algunas hipótesis sobre la estructura del tejido y las condiciones de medición. La separación de la perfusión de la difusión requiere buenas relaciones señal / ruido ^{[9] [10]} y existen algunos desafíos técnicos que superar (artefactos, influencia de otros fenómenos de flujo masivo, etc.). ^{[3] [11] [12]} También los parámetros de "perfusión" accesibles con el método IVIM difieren un poco de los parámetros de perfusión "clásicos" obtenidos con los métodos trazadores: la "perfusión" se puede ver con los ojos del fisiólogo (flujo sanguíneo) o el ojos de radiólogo (densidad vascular). ^{[13] [14]}${\displaystyle D_{\mathrm {int} }}$${\displaystyle K}$ De hecho, hay margen para mejorar el modelo IVIM y comprender mejor su relación con la arquitectura vascular funcional y su relevancia biológica.

Aplicaciones

El IVIM MRI se introdujo inicialmente para evaluar la perfusión y producir mapas de perfusión cerebral, para estudios de activación cerebral (antes de la introducción de BOLD fMRI) y aplicaciones clínicas (accidente cerebrovascular, tumores cerebrales). ^{[10] [15] [16] [17] [18] [19]} Un trabajo reciente ha demostrado la validez del concepto de IVIM a partir de fMRI , con un aumento en los parámetros de perfusión de IVIM en regiones activadas por el cerebro y el potencial del enfoque para ayudar en nuestra comprensión de las diferentes contribuciones vasculares a la señal de fMRI. ^{[20] [21] [22] [23]} IVIM MRI también se ha utilizado en el contexto de fMRI de forma negativa.

Una limitación de BOLD fMRI es su resolución espacial, ya que el aumento del flujo en arterias o venas algo grandes alimentan o drenan grandes territorios neuronales. Al insertar pulsos de gradiente de "difusión" en la secuencia de resonancia magnética (correspondientes a valores b bajos), se puede aplastar la contribución de los vasos más grandes (con valores D * altos asociados con flujo rápido) en la señal BOLD y mejorar la resolución espacial de los mapas de activación. ^{[24] [25] [26] [27] [28]} Varios grupos se han basado en este truco, aunque no siempre han considerado referirse al concepto IVIM. Este concepto de IVIM también se ha tomado prestado para mejorar otras aplicaciones, por ejemplo, el etiquetado de espín arterial (ASL) ^{[29] [30]}o para suprimir la señal del fluido extracelular que fluye en los sistemas celulares perfundidos. ^{[31] [32]}

Sin embargo, IVIM MRI ha experimentado recientemente un sorprendente resurgimiento para aplicaciones no en el cerebro, sino también en todo el cuerpo. ^[33] Siguiendo los resultados alentadores anteriores en los riñones, ^{[34] [35] [36]} o incluso en el corazón, ^[37] IVIM MRI realmente despegó para aplicaciones hepáticas. Por ejemplo, Luciani et al. ^[38]encontraron que D * se redujo significativamente en pacientes cirróticos, lo que, según el modelo IVIM, apunta a reducir la velocidad (y el flujo) sanguíneo. (Otra interpretación teórica, bastante improbable, sería que los segmentos capilares se vuelven más largos o más rectos en aquellos pacientes con fibrosis hepática). La fracción de perfusión, f, que está relacionada con el volumen sanguíneo en el modelo IVIM, se mantuvo normal, lo que confirma los resultados anteriores de Yamada et al. ^[39] Sin embargo, se espera que el volumen sanguíneo se reduzca en la cirrosis hepática.

Hay que tener en cuenta que la imagen IVIM tiene una sensibilidad diferencial a los tipos de vasos, según el rango de sensibilización al movimiento (valores b) que se utilicen. ^{[40] [41] La} señal de los vasos grandes con flujo rápido desaparece rápidamente con valores de b muy bajos, mientras que los vasos más pequeños con flujo más lento aún pueden contribuir a la señal IVIM adquirida con valores de b superiores a 200 s / mm². También se ha demostrado que el parámetro f, a menudo relacionado con la fracción de perfusión, es sensible a las velocidades diferenciales de relajación espín-espín en los dos compartimentos modelo (sangre / tejido) y, por tanto, puede sobreestimarse en tejido muy perfundido. ^{[42] La} corrección de este efecto se logra mediante imágenes adicionales en un tiempo de eco diferente . ^[43]Actualmente se están investigando muchas más aplicaciones, especialmente para la obtención de imágenes de pacientes con sospecha de cáncer en el cuerpo (próstata, hígado, riñón, páncreas, etc.) ^[12] y placenta humana. ^{[44] [45]} Una característica clave de la IRM de difusión IVIM es que no incluye agentes de contraste y puede parecer una alternativa interesante para la IRM de perfusión en algunos pacientes con riesgo de fibrosis sistémica nefrogénica (FSN).

Referencias

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