Дифузійна МРТ (Дифузійно-зважена магнітно-резонансна томографія, або , або DW-MRI) — це метод медичної візуалізації, який дозволяє візуалізувати рух молекул води в біологічних тканинах. Цей метод заснований на вимірюванні дифузії молекул води в тканинах. Найчастіше використовується в нейровізуалізації.
Дифузійна МРТ — це використання певних послідовностей МРТ, в поєднанні з спеціальним програмним забезпеченням, яке генерує з отриманих даних, та використовує дифузію молекул води для генерування контрасту в вихідних МРТ-зображеннях. Це дозволяє відображати процес дифузії молекул, головним чином води, у біологічних тканинах in vivo та неінвазивно.
При дифузійному МРТ до тканини прикладається магнітне поле, яке змушує молекули води рухатися в певному напрямку. Швидкість руху вимірюється, і ця інформація використовується для створення зображення тканини. Вимірюючи дифузію молекул води, дифузійна МРТ може надати інформацію про мікроструктуру тканин, включаючи розмір і форму клітин, щільність клітинних мембран і наявність волокон. Таким чином, моделі дифузії молекул води можуть виявити мікроскопічні деталі архітектури тканини, як здорової, так і у патологічному стані.
Дифузійна МРТ широко використовується в неврології для вивчення структури конектому мозку. Дифузійна МРТ також використовується в інших областях медицини, включаючи онкологію, де її можна використовувати для виявлення та моніторингу пухлин, і в кардіології, де її можна використовувати для оцінки пошкодження серцевого м'яза.
Спеціальний вид дифузійної МРТ — дифузійне тензорне зображення () — широко використовувався для картографії білої речовини мозку.
Методика
У дифузійно-зваженому зображенні (DWI) інтенсивність кожного елемента зображення (вокселя) відображає найкращу оцінку швидкості дифузії води в цьому місці. Оскільки рухливість води обумовлена термічним хвилюванням і сильно залежить від її клітинного середовища, гіпотеза DWI полягає в тому, що результати можуть вказувати на (ранні) патологічні зміни. Наприклад, DWI більш чутливий до ранніх змін після інсульту, ніж більш традиційні вимірювання МРТ, такі як швидкість релаксації T1 або T2.
Варіант дифузійно-зваженого зображення, зображення дифузійного спектра (), було використано для отримання наборів даних Connectome; DSI — це варіант дифузійно-зваженого зображення, який чутливий до внутрішньовоксельних неоднорідностей у напрямках дифузії, спричинених перетином волоконних шляхів, і, таким чином, дозволяє точніше відображати траєкторії аксонів, ніж інші підходи до дифузійного зображення.
Дифузійно-зважені зображення корисні для діагностики судинних інсультів у мозку. Він також все частіше використовується для визначення стадії недрібноклітинного раку легенів, де він є серйозним кандидатом на заміну позитронно-емісійної томографії як «золотого стандарту» для цього типу захворювання.
Дифузійне тензорне зображення розробляється для вивчення захворювань білої речовини головного мозку, а також для дослідження інших тканин тіла (див. нижче). DWI найчастіше застосовують, коли в досліджуваній тканині переважає ізотропний рух води, наприклад, в сірій речовині в корі головного мозку та головних ядрах головного мозку — в тілі, де швидкість дифузії виглядає однаковою при вимірюванні вздовж будь-якої осі. Однак DWI також залишається чутливим до релаксації T1 і T2. Щоб поєднати ефекти дифузії та релаксації на контрасті зображення, можна отримати кількісні зображення коефіцієнта дифузії, або точніше видимого коефіцієнта дифузії (ADC).
Дифузійна тензорна візуалізація (DTI) досліджує нейронні аксони білої речовини в мозку або м’язові волокна в серці — ті що мають внутрішню волокнисту структуру, аналогічну анізотропії деяких кристалів. В такому середовищі вода буде дифундувати швидше у напрямку, узгодженому з внутрішньою структурою (осьова дифузія), і повільніше, коли вона рухається перпендикулярно бажаному напрямку (радіальна дифузія). Це також означає, що виміряна швидкість дифузії буде відрізнятися залежно від напрямку, з якого дивиться спостерігач.
Зображення базового спектра дифузії (DBSI) додатково розділяє сигнали DTI на дискретні анізотропні тензори дифузії та спектр ізотропних тензорів дифузії, щоб краще диференціювати субвоксельні клітинні структури. Наприклад, тензори анізотропної дифузії корелюють з аксональними волокнами, тоді як тензори низької ізотропної дифузії корелюють з клітинами, а тензори високої ізотропної дифузії корелюють з більшими структурами (такими як шлуночки мозку).
При дифузійно-зваженій візуалізації (DWI), зазвичай, застосовуються три градієнтні напрямки, достатні для оцінки сліду тензора дифузії або «середньої дифузії», передбачуваного показника набряку. Клінічні зображення виявилися дуже корисними для діагностики судинних інсультів у головному мозку шляхом раннього виявлення (протягом кількох хвилин) гіпоксичного набряку.
Розширені сканування DTI отримують інформацію про напрямок нервового тракту з даних за допомогою тривимірних або багатовимірних векторних алгоритмів на основі шести або більше напрямків градієнта, достатніх для обчислення тензора дифузії. Модель тензора дифузії є досить простою моделлю процесу дифузії, яка передбачає однорідність і лінійність дифузії в межах кожного вокселя зображення. За допомогою тензора дифузії можна обчислити показники анізотропії дифузії, такі як фракційна анізотропія (FA). Крім того, основний напрямок тензора дифузії можна використовувати для висновку про зв’язок між білою речовиною мозку (тобто трактографія – спроба побачити, яка частина мозку з’єднана з іншою частиною).
Нещодавно були запропоновані більш досконалі моделі процесу дифузії, спрямовані на подолання недоліків моделі тензора дифузії. Наприклад, зображення в q-просторі та узагальнене тензорне зображення дифузії.
Механізм Дифузійна візуалізація — це метод медичної візуалізації що базується на МРТ, який створює in vivo магнітно-резонансні зображення біологічних тканин, сенсибілізованих локальними характеристиками молекулярної дифузії, як правило, води (але й інші компоненти також можна досліджувати за допомогою МР-спектроскопічних підходів).
МРТ можна зробити чутливим до руху молекул. МРТ використовує поведінку протонів у воді для створення контрасту між клінічно значущими характеристиками конкретного суб’єкта. Універсальний характер МРТ пояснюється цією здатністю виробляти контраст, пов’язаний зі структурою тканин на мікроскопічному рівні. У типовому -зважене зображення, молекули води в зразку збуджуються накладенням сильного магнітного поля. Це змушує багато протонів у молекулах води одночасно прецесувати, виробляючи сигнали на МРТ. в -зважені зображення, контраст створюється шляхом вимірювання втрати когерентності або синхронності між протонами води. Коли вода знаходиться в середовищі, де вона може вільно перекидатися, релаксація зазвичай займає більше часу. У певних клінічних ситуаціях це може створити контраст між областю патології та навколишньою здоровою тканиною.
Для підвищення чутливості зображень МРТ до дифузії, напруженість магнітного поля (B1) змінюється лінійно імпульсним градієнтом поля. Оскільки прецесія пропорційна силі магніту, протони починають прецесувати з різною швидкістю, що призводить до дисперсії фази та втрати сигналу. Інший градієнтний імпульс застосовується такої ж величини, але в протилежному напрямку, щоб перефокусувати або змінити фазу обертів. Перефокусування не буде ідеальним для протонів, які рухалися протягом інтервалу часу між імпульсами, і сигнал, виміряний апаратом МРТ, таким чином, знижується. Цей метод «імпульсного градієнта поля» спочатку був розроблений для ЯМР Стейскалом і Таннером, які вивели зменшення сигналу через застосування градієнта імпульсу, пов’язаного з кількістю дифузії, що відбувається, за допомогою такого рівняння:
де – інтенсивність сигналу без дифузійного зважування, – сигнал з градієнтом, – це гіромагнітне відношення, – сила градієнтного імпульсу, – тривалість імпульсу, – це час між двома імпульсами, і, нарешті, – коефіцієнт дифузії.
Щоб локалізувати це ослаблення сигналу, щоб отримати зображення дифузії, необхідно поєднати імпульсні градієнтні імпульси магнітного поля, які використовуються для МРТ (спрямовані на локалізацію сигналу, але ці градієнтні імпульси надто слабкі, щоб створити пов’язане з дифузією ослаблення) з додатковими " вимірювання руху» градієнтні імпульси, згідно з методом Стейскала і Таннера. Ця комбінація не є тривіальною, оскільки перехресні члени виникають між усіма градієнтними імпульсами. Тоді рівняння, встановлене Стейскалом і Таннером, стає неточним, і ослаблення сигналу потрібно обчислювати аналітично або чисельно, інтегруючи всі градієнтні імпульси, присутні в послідовності МРТ, і їх взаємодію. Результат швидко стає дуже складним, враховуючи багато імпульсів, присутніх у послідовності МРТ, і для спрощення Ле Біан запропонував зібрати всі градієнтні члени у «факторі b» (який залежить лише від параметрів отримання), щоб ослаблення сигналу просто стає:
Крім того, коефіцієнт дифузії, , замінюється уявним коефіцієнтом дифузії, , щоб вказати, що процес дифузії не є вільним у тканинах, а перешкоджає та модулюється багатьма механізмами (обмеження в замкнутих просторах, звивистість навколо перешкод тощо), а також інші джерела інтравоксельного некогерентного руху (IVIM), такі як кровотік у невеликих судини або спинномозкова рідина в шлуночках також сприяють ослабленню сигналу. Зрештою, зображення «зважуються» за допомогою процесу дифузії: у цих дифузійно-зважених зображеннях (DWI) сигнал тим більше ослаблений, чим швидша дифузія і чим більший коефіцієнт b. Однак ці дифузійно-зважені зображення все ще також чутливі до контрасту релаксації T1 і T2, що іноді може вводити в оману. Можна розрахувати «чисті» дифузійні карти (або точніше карти ADC, де ADC є єдиним джерелом контрасту), збираючи зображення з принаймні 2 різними значеннями, і , коефіцієнта b відповідно до:
Незважаючи на те, що ця концепція ADC була надзвичайно успішною, особливо для клінічних застосувань, нещодавно вона була оскаржена, оскільки були представлені нові, більш комплексні моделі дифузії в біологічних тканинах. Ці моделі були необхідні, оскільки дифузія в тканинах не є вільною. При такій умові, АЦП, здається, залежить від вибору значень b (здається, що АЦП зменшується при використанні більших значень b), оскільки графік ln(S/So) не є лінійним із коефіцієнтом b, як очікується від рівняння вище. Це відхилення від поведінки вільної дифузії робить дифузійну МРТ такою успішною, оскільки АЦП досить чутливий до змін мікроструктури тканини.
З іншого боку, моделювання дифузії в тканинах стає дуже складним. Серед найбільш популярних моделей є біекспоненціальна модель, яка припускає наявність 2 водних басейнів у повільному або проміжному обміні та модель кумулянтного розширення (також звана ексцесом), яка не обов'язково потребує наявності 2 басейнів.
Дифузійна модель Враховуючи концентрацію і потік , перший закон Фіка визначає залежність між потоком й градієнтом концентрації:
де D – коефіцієнт дифузії. Тоді, враховуючи збереження маси, рівняння безперервності пов’язує похідну концентрації за часом з дивергенцією потоку:
Зібравши ці два разом, ми отримаємо рівняння дифузії :
Динаміка намагнічування За відсутності дифузії зміна ядерної намагніченості з часом визначається класичним рівнянням Блоха
яке має терміни для прецесії, релаксації T2 й релаксації T1.
У 1956 році Г. К. Торрі математично показав, як зміняться рівняння Блоха для намагніченості з додаванням дифузії. Торрі змінив початковий опис поперечної намагніченості Блоха, включивши в нього терміни дифузії та застосування градієнта, що змінюється в просторі. Оскільки намагніченість є вектором, існує 3 рівняння дифузії, по одному для кожного виміру. Рівняння Блоха-Торрі має вигляд:
де тепер є тензором дифузії.
Для найпростішого випадку, коли дифузія є ізотропною, тензор дифузії є кратним тотожності:
тоді рівняння Блоха-Торрі матиме розв’язок