Movimiento incoherente intravoxel

La imagen 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: la difusión molecular del agua en el tejido (a veces denominada "difusión verdadera") y la microcirculación de la 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 un paseo aleatorio ("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 coherente neto en ninguna dirección).

Es responsable de la atenuación de la señal en la resonancia magnética de difusión, que depende de la velocidad del flujo sanguíneo y de la arquitectura vascular. De forma 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 suele ser 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 solo se vuelve significativa a valores b muy bajos, lo que permite separar los efectos de difusión y perfusión. ^{[ 2 ] [ 3 ]}

En presencia de los 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 la 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]

dónde${\displaystyle f_{\mathrm {IVIM} }}$es la fracción de volumen de sangre que fluye de manera incoherente en el tejido (“volumen vascular de flujo”),${\displaystyle F_{\text{perf}}}$la atenuación de la señal del efecto IVIM y${\displaystyle F_{\text{diff}}}$ es la atenuación de la señal debida a la difusión molecular en el tejido.

Suponiendo que el agua sanguínea 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${\displaystyle F_{\text{perf}}}$ :

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

dónde${\displaystyle b}$es la sensibilización a la difusión de la secuencia de resonancia magnética,${\displaystyle D^{*}}$es la suma del coeficiente de pseudodifusión asociado al efecto IVIM y${\displaystyle D_{\text{sangre}}}$, el coeficiente de difusión del agua en la sangre:

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

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

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

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

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

En ambos casos, el efecto de perfusión produce una curvatura en el gráfico de atenuación de la difusión hacia b=0 (Fig. 2).

En un enfoque simple y bajo 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]

dónde${\displaystyle D}$es el coeficiente de difusión tisular. Por lo tanto, el ADC solo depende del volumen vascular de flujo (vascularización tisular) y no de la velocidad sanguínea ni de la geometría capilar, lo cual es una gran ventaja. La contribución de la perfusión al ADC es mayor cuando se utilizan valores pequeños de b. Por otro lado, el conjunto de datos obtenidos de imágenes adquiridas con múltiples valores de b se puede ajustar con la ecuación [1] utilizando el modelo 1 (ecuaciones [2,3]) o el modelo 2 (ecuación [4]) para estimar${\displaystyle D*}$y/o velocidad sanguínea. La parte final de la curva (hacia valores altos de b, 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 libre (gaussiana), sino que 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 en valores más altos de b, principalmente el modelo "biexponencial" que supone la presencia de 2 compartimentos de agua con difusión rápida y lenta ^{[ 5 ] [ 6 ]} (donde ninguno de los compartimentos es el${\displaystyle f_{\text{rápido}}}$de IVIM), las etiquetas relativas 'rápida' y 'lenta' 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${\displaystyle K}$(Ec. [7]). ^{[ 7 ] [ 8 ]}

Modelo biexponencial:

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

Dónde${\displaystyle f_{\mathrm {rápido,lento} }}$y${\displaystyle D_{\mathrm {rápido,lento} }}$son las fracciones relativas y los coeficientes de difusión de los compartimentos rápidos y lentos. Esta formulación general de una disminución biexponencial de la señal de imágenes ponderadas por difusión con valor b se puede utilizar para IVIM, que requiere el muestreo de valores b bajos (<100 s/mm ² ) para capturar la disminución de la pseudodifusión, o para imágenes de restricción, que requiere adquisiciones de valores b más altos (>1000 s/mm ² ) para capturar la difusión restringida.

Modelo de curtosis :

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

dónde${\displaystyle D_{\mathrm {int} }}$es el coeficiente de difusión intrínseco del tejido y${\displaystyle K}$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 hay algunos desafíos técnicos que superar (artefactos, influencia de otros fenómenos de flujo masivo, etc.). ^{[ 3 ] [ 11 ] [ 12 ]} Además, los parámetros de “perfusión” accesibles con el método IVIM difieren un poco de los parámetros de perfusión “clásicos” obtenidos con métodos de trazadores: “Perfusión” puede verse con los ojos del fisiólogo (flujo sanguíneo) o con los ojos del radiólogo (densidad vascular). ^{[ 13 ] [ 14 ]} De hecho, hay margen para mejorar el modelo IVIM y comprender mejor su relación con la arquitectura vascular funcional y su relevancia biológica.

La resonancia magnética IVIM se introdujo inicialmente para evaluar la perfusión y producir mapas de perfusión cerebral, para estudios de activación cerebral (antes de la introducción de la resonancia magnética funcional BOLD) y aplicaciones clínicas (ictus, tumores cerebrales). ^{[ 10 ] [ 15 ] [ 16 ] [ 17 ] [ 18 ] [ 19 ]} Trabajos recientes han demostrado la validez del concepto IVIM de la resonancia magnética funcional , con un aumento en los parámetros de perfusión IVIM en regiones cerebrales activadas, y el potencial del enfoque para ayudar a nuestra comprensión de las diferentes contribuciones vasculares a la señal de resonancia magnética funcional. ^{[ 20 ] [ 21 ] [ 22 ] [ 23 ]} La resonancia magnética IVIM también se ha utilizado en el contexto de la resonancia magnética funcional de forma negativa.

Una limitación de la fMRI BOLD es su resolución espacial, ya que el aumento del flujo en arterias o venas relativamente grandes alimenta o drena grandes territorios neuronales. Al insertar pulsos de gradiente de "difusión" en la secuencia de MRI (correspondientes a valores b bajos), se puede suprimir 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 considerando hacer referencia al concepto IVIM. Este concepto IVIM también se ha tomado prestado para mejorar otras aplicaciones, por ejemplo, el marcaje de espín arterial (ASL) ^{[ 29 ] [ 30 ]} o para suprimir la señal del fluido extracelular en sistemas de células perfundidas. ^{[ 31 ] [ 32 ]}

Sin embargo, la resonancia magnética IVIM ha experimentado recientemente un notable resurgimiento para aplicaciones no solo en el cerebro, sino también en todo el cuerpo. ^{[ 33 ]} Tras los resultados alentadores anteriores en los riñones, ^{[ 34 ] [ 35 ] [ 36 ]} o incluso en el corazón, ^{[ 37 ]} la resonancia magnética IVIM 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 una reducción de la velocidad sanguínea (y del flujo). (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 vinculada al volumen sanguíneo en el modelo IVIM, se mantuvo normal, confirmando los resultados anteriores de Yamada et al. ^{[ 39 ]} Aunque, 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 b muy bajos, mientras que los vasos más pequeños con flujo más lento aún podrían contribuir a la señal IVIM adquirida con valores b mayores de 200 s/mm ² . También se ha demostrado que el parámetro f, a menudo relacionado con la fracción de perfusión, es sensible a las tasas diferenciales de relajación espín-espín en los dos compartimentos del modelo (sangre/tejido) y, por lo tanto, puede sobreestimarse en tejido altamente perfundido. ^{[ 42 ]} La corrección de este efecto se logra mediante imágenes adicionales en un tiempo de eco diferente . ^{[ 43 ]} Muchas más aplicaciones están ahora en investigación, 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 resonancia magnética de difusión IVIM es que no implica agentes de contraste y puede parecer una alternativa interesante para la resonancia magnética de perfusión en algunos pacientes con riesgo de fibrosis sistémica nefrogénica (FSN).