Las moléculas de los tejidos no están fijas en su lugar, sino que se mueven a lo largo del tiempo. Parte de este movimiento está relacionado con procesos activos como la circulación de la sangre, mientras que otro movimiento es simplemente un movimiento aleatorio sin objetivo neto. Este último fenómeno está relacionado con el calor (energía) del tejido y se denomina movimiento browniano. Como se ha señalado, no hay una dirección neta del flujo: las moléculas simplemente se agitan y rebotan en la solución, moviéndose a lo largo de una trayectoria aleatoria y sinuosa, cambiando de dirección al chocar con otras moléculas. El movimiento de las moléculas a lo largo del tiempo se denomina difusión molecular.
El movimiento de estas moléculas de agua puede verse restringido por la presencia de barreras, principalmente las membranas celulares. A continuación puede ver una ilustración de este proceso. El grado de restricción de la difusión puede ser cuantificado por un coeficiente de difusión, que refleja la distancia media que una partícula se moverá en un segundo; el coeficiente de difusión real no suele ser importante, pero es útil para la terminología.
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Ilustración del movimiento browniano; izquierda, difusión libre del agua y derecha, movimiento restringido por una membrana celular. Ejecute la simulación varias veces para ver cómo las trayectorias están restringidas por la célula. La línea roja marca la trayectoria de la molécula, mientras que la línea gris muestra el desplazamiento neto al final de la ejecución.
Como se puede imaginar, los cambios en la densidad celular del tejido y la cantidad de agua intracelular frente a la extracelular influirán en el grado de restricción de la difusión dentro de ese volumen de tejido. Condiciones como los infartos isquémicos en el cerebro, los abscesos piógenos y los pequeños tumores de células azules redondas tienden a producir una difusión muy restringida; los quistes y el edema producen bajos grados de restricción de la difusión.
Imágenes de difusión ponderada
Gradientes de difusión. Como hemos señalado, la difusión puede variar en función de una patología subyacente; la capacidad de medir y comparar los coeficientes de difusión dentro de un órgano es importante para un número creciente de aplicaciones, como la evaluación de un accidente cerebrovascular agudo. Se puede diseñar una secuencia de pulsos de RM para que sea sensible a la difusión molecular, utilizando conceptos similares a los responsables del desfase relacionado con el flujo y la ARM de contraste de fase.En particular, las partículas que se mueven entre la aplicación de dos pulsos de gradiente espacial experimentarán diferentes intensidades de gradiente (ya que están en posiciones diferentes).
Recuerde que la aplicación de un pulso de gradiente induce un cambio de fase en la precesión de protones; para revisar este concepto, puede leer la sección sobre codificación de fase para la localización espacial. Si aplicamos un gradiente y luego lo invertimos exactamente, las partículas que están en la misma ubicación no experimentarán ningún cambio de fase neto, mientras que las partículas que se han movido terminarán con un cambio de fase.
Diagrama de pulso simplificado de una secuencia de imágenes ponderadas por difusión de espín. Los gradientes sombreados en naranja son los gradientes de difusión (nótese que ambos son positivos ya que el pulso de 180 grados entre ellos invierte la dirección de precesión, por lo que el segundo es realmente negativo). La adición de gradientes de difusión iguales y emparejados a la secuencia estándar de eco de espín hace que los protones en movimiento se desfasen. El grado de ponderación de la difusión depende de la fuerza del gradiente (amplitud G y duración δ), así como del espacio de tiempo entre ellos (Δ) – esto se conoce como el valor b, que se discute más adelante.
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Ilustración de los gradientes utilizados para la imagen ponderada por difusión. En la mitad superior de la imagen, se muestran dos protones estacionarios grises; en la mitad inferior hay dos protones móviles azules. El gradiente de difusión (que varía a lo largo del eje x) se muestra en la parte inferior en rojocuando está activado. El panel de la derecha muestra la fase neta del «voxel» que contiene ambos protones; la longitud de la línea disminuye a medida que los protones se desfasan.Para los protones estacionarios, nótese que están sincronizados al principio de la secuencia de pulsos, se desfasan con el gradiente y luego se refasan cuando el gradiente se invierte. Sin embargo, los protones móviles no pueden volver a ponerse en fase, ya que se han movido – no experimentarán la misma fuerza de gradiente que al principio.Estos protones acumulan desplazamientos de fase desiguales, y la señal neta disminuye (dephasing).
valor b. Para una imagen ponderada por difusión, podemos alterar la cantidad de ponderación de la DWI que deseamos, es decir, cuál es nuestro «umbral» de restricción de la difusión.Ajustando el espacio de tiempo y la fuerza de los gradientes de difusión, podemos hacer que la imagen sea más o menos sensible al movimiento molecular. Si se aumenta el gradiente o el tiempo entre los gradientes de desfase y de refase, se producirá mucho más desfase a partir de la misma cantidad de movimiento browniano. El grado de ponderación de la DWI se denomina valor b (cuantitativamente, b ∝ q2 * Δ , donde q es la fuerza del gradiente y Δ es el tiempo entre los dos gradientes). Un valor b más alto dará una imagen más oscura en general, ya que la mayoría de los tejidos perderán la señal del movimiento molecular – pero las lesiones restringidas serán más conspicuas; típicamente adquiriremos múltiples valores b por razones discutidas abajo para calcular una imagen ADC. Véase a continuación una simulación que ilustra este punto.
Secuencia de pulsos de DWI. Ahora podemos discutir los detalles prácticos – ¿cómo se adquiere una imagen ponderada por difusión? Las secuencias típicas de DWI son ecosecuencias de espín, con pulsos de 90 y 180 grados. (Se están desarrollando nuevas formas de realizar la DWI, no todas ellas utilizan secuencias de eco de espín). Los gradientes de difusión se activan antes y después del pulso de 180 grados (por tanto, ambos son gradientes positivos porque el pulso de 180 grados sirve para invertir el efecto del segundo pulso). Las secuencias de DWI tienen que ser extremadamente rápidas para eliminar cualquier movimiento dentro de la parte del cuerpo – ya que todo el propósito de la secuencia de DWI es medir los movimientos infinitesimales de las moléculas de agua, nuestras imágenes serán completamente destruidas por los movimientos macroscópicos. Durante mucho tiempo, la secuencia más rápida disponible era la imagen ecoplanar (EPI), y prácticamente todas las secuencias de DWI utilizadas actualmente utilizan EPI.
En realidad, nos gustaría que nuestras imágenes de DWI estuvieran totalmente «ponderadas por DWI», es decir, que sólo viéramos los resultados de la difusión, no otras propiedades del tejido. El TR es largo para reducir los efectos del T1 y mejorar la señal. El TE se mantiene lo más corto posible, pero la inserción del gradiente de difusión después del pulso de 180 requiere un TE más largo; por lo tanto, las imágenes DWI también se ponderan en T2. Este es un punto muy importante a tener en cuenta – las lesiones pueden ser brillantes en la DWI sólo por los efectos de T2 (esto se conoce como T2 shine-through), y las lesiones con difusión restringida y relajación T2 larga aparecerán muy brillantes!
Grasa. La grasa crea problemas en la DWI por varias razones. En primer lugar, es brillante en las imágenes de DWI porque las moléculas de grasa no se mueven mucho (están relativamente restringidas); la señal de la grasa podría ocultar las lesiones. En segundo lugar, el artefacto de desplazamiento químico (del primer tipo) es muy exagerado por la imagen ecoplanar (EPI), ¡a menudo alrededor de 10 píxeles de desplazamiento! (Esto se debe a que los desplazamientos de fase se acumulan a lo largo de una sola toma de la secuencia EPI; para una discusión técnica, véanse las referencias). Por lo tanto, la grasa de los tejidos subcutáneos podría ocultar lesiones en el cerebro o el hígado. Por estas dos razones, es necesaria una supresión homogénea de la grasa en las imágenes DWI.
Coeficiente de difusión aparente
Como se ha comentado anteriormente, las imágenes DWI están intrínsecamente ponderadas en T2. Por lo tanto, las lesiones con relajación T2 larga aparecerán brillantes, incluso si no restringen la difusión. Este efecto será particularmente aparente en imágenes de bajo valor b, donde la ponderación de la difusión es menor (es decir, las lesiones con difusión rápida no han perdido mucha señal y por lo tanto seguirán siendo brillantes). Debido a su T2 extremadamente largo, el agua libre (por ejemplo, LCR, quistes) será brillante incluso en imágenes de valor b relativamente alto. Nos gustaría eliminar los efectos del T2 para obtener una idea más precisa de la restricción de la difusión y eliminar los puntos brillantes espurios. Para ello, podemos calcular el coeficiente de difusión utilizando varias series de DWI con diferentes valores b.
Coeficiente de difusión aparente. Los coeficientes de difusión que medimos con la RMN representan los promedios de todo el vóxel y de cada dirección de difusión (véase la discusión sobre la anisotropía y la DTI más adelante). Por lo tanto, utilizamos la palabra aparente para describir los valores que calculamos. La señal de un tejido particular disminuye exponencialmente con el aumento del valor b. Dado un coeficiente de difusión aparente D, la intensidad de la señal I es
I = I0 * e-b * D, donde I0 depende de las características de T2
Si adquirimos al menos 2 secuencias de DWI con diferentes valores b, podemos introducirlos en la ecuación para resolver D. Normalmente, se utilizan al menos 3 valores b diferentes para mejorar el ruido (p.p. ej., 40, 400 y 800); podemos tomar el logaritmo de la intensidad para linealizar el gráfico y, a continuación, utilizar la regresión lineal para obtener el mejor ajuste de D. Al trazar D para cada píxel, obtenemos la imagen ADC (a veces denominada mapa ADC).
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Valor b de la DWI: |
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ADC | ||
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Simulación de cómo los diferentes valores de b afectan a la apariencia de las imágenes DWI y cómo calcular el ADC. Izquierda, imágenes DWI simuladas que muestran un LCR brillante en las imágenes de valor b bajo y una mayor visibilidad del accidente cerebrovascular frontal izquierdo en las imágenes de valor b alto. Centro, diagrama del logaritmo de la intensidad de la señal de los diferentes tejidos (azul, LCR; gris, cerebro; marrón, derrame cerebral) en diferentes valores b. La pendiente de la línea que conecta el punto es el ADC. Derecha, imagen de ADC simulada; las áreas de restricción de la difusión, que tienen la pendiente más plana en el gráfico central, tienen la señal más oscura en la imagen de ADC.
Las áreas de restricción de la difusión perderán la menor señal en las imágenes de valor b alto (porque sus protones no se mueven). La pendiente de la línea en el gráfico de la DWI (véase más arriba) será plana y, por lo tanto, el valor del CAD será pequeño (por lo tanto, píxeles oscuros). Por otro lado, las zonas de difusión rápida perderán la mayor parte de la señal a medida que aumenten los valores de b, lo que dará lugar a una gran pendiente y a píxeles brillantes en la imagen del CAD. Es importante destacar que el brillo de T2, es decir, el brillo de las imágenes de DWI relacionado con la señal T2 subyacente en el tejido, sólo afecta a la posición inicial de los puntos en el gráfico de DWI; no afecta a la pendiente, por lo que la imagen de ADC es independiente del brillo de T2: sólo refleja la difusión.
Clinicamente, solemos utilizar las imágenes de DWI porque las anomalías brillantes son mucho más fáciles de ver que las anomalías oscuras (puede observar esto en la simulación anterior). La gente ha desarrollado varias estrategias para transformar la imagen ADC en un mapa «brillante = malo»; por ejemplo, el mapa ADC exponencial (EADC) toma el exponencial de los valores ADC, lo que lleva a una escala invertida más similar a la DWI (pero de nuevo, eliminando los efectos de brillo T2). Otra razón importante para utilizar imágenes DWI es que, dado que la imagen ADC se basa en varias imágenes DWI, es intrínsecamente más susceptible a los artefactos que las imágenes DWI individuales. Por último, para muchas anomalías, no sólo restringen la difusión sino que son brillantes en T2; por lo tanto, podemos aprovechar el efecto de brillo en T2 para hacer que las lesiones sean más conspicuas, y luego confirmar la verdadera restricción de la difusión en el mapa de ADC.
Imágenes con tensor de difusión
Hasta ahora, hemos tenido una visión simplista de la difusión – que las moléculas de agua pueden difundir en todas las direcciones por igual. De hecho, al menos en algunos tejidos, esto no es cierto en absoluto. En los tejidos altamente estructurados, en particular los nervios y los tractos de materia blanca del cerebro, la difusión se produce preferentemente en una dirección: en la materia blanca, las vainas de mielina rodean las neuronas e impiden la difusión del agua a través de la vaina, pero la permiten en la dirección de los axones. La difusión que depende de la dirección se denomina anisotrópica (es decir, no es igual en todas las direcciones). Esto significa que si medimos la difusión utilizando gradientes en una dirección, obtendremos una respuesta diferente que si la medimos en otra dirección. Igualmente importante, si medimos la difusión en una dirección, obtendremos diferentes respuestas para diferentes partes de la misma materia blanca (sana), dependiendo de la dirección de los axones en cada parte.
Intuitivamente, sería razonable que la solución a este problema es medir la difusión en varias direcciones y crear algún tipo de promedio – esto cancelaría cualquier sesgo direccional. El método más sencillo para medir la difusión en diferentes direcciones se denomina imagen de tensor de difusión o DTI (por sus siglas en inglés). Entonces, modela la difusión dentro de un axón no como un escalar (número único) sino como un elipsoide tridimensional, que se denomina tensor.
Ilustración del tensor de difusión. Se ilustra un haz de axones (amarillo) en 3 dimensiones. Las moléculas de agua pueden difundirse a lo largo de los axones pero no a través de ellos. El tensor de difusión (marrón) representa la difusión como un elipsoide, orientado a lo largo de los axones con el espesor del elipsoide en cualquier dirección correspondiente al coeficiente de difusión en esa dirección particular. Así, la elipse tiene una cintura delgada ya que el CDA es bajo a través de los axones, pero la elipse es alargada ya que el CDA es alto a lo largo del eje de los axones.
Desde la ilustración anterior, se puede ver que la especificación del tensor de difusión requiere dos conjuntos separados de parámetros: la dirección de la difusión más rápida (es decir, la dirección del haz de axones) y los coeficientes de difusión reales a lo largo y a través de los axones. Una dirección en un espacio tridimensional requiere 3 números; y el grosor de la elipse requiere 3 números (para cada eje de la propia elipse). Esto significa que la DTI requiere medir la difusión en 6 direcciones diferentes. (Estas direcciones deben medirse para cada valor b distinto de cero.)
Las secuencias de DTI son necesarias para producir incluso imágenes regulares ponderadas por difusión en el cerebro – de lo contrario, los tractos de materia blanca parecerían restringir la difusión. Las imágenes de difusión media se producen entonces promediando tres de las direcciones, y esto es lo que se suele utilizar para los mapas DWI y ADC.Sin embargo, adquiriendo las 6 direcciones diferentes, también podemos calcular otros mapas. Uno de los más comunes es el mapa de anisotropía fraccional (FA). Recordemos que la anisotropía representa el grado en que la difusión no es igual en todas las direcciones; la FA se calcula comparando las longitudes de cada eje del elipsoide tensor con su media. Si hay una gran diferencia (como en la ilustración anterior), entonces la FA es alta, lo que representa una difusión anisotrópica. Los tractos de materia blanca normales tienen una FA alta, que se pierde en muchos procesos de enfermedad.
Tractografía. Por último, la DTI puede producir buenas imágenes de baja resolución de las direcciones generales de los tractos de la sustancia blanca; calculando la dirección principal del elipsoide del tensor, obtenemos la dirección media de los haces axonales en el voxel. Podemos codificar por colores los vóxeles según su dirección, obteniendo un mapa de tractografía. Se puede obtener una tractografía mucho más sofisticada y de alta resolución midiendo la difusión en más direcciones. Esto puede tener en cuenta las áreas de cruce de haces de fibras (que simplemente se promedian en la DTI normal). Al obtener estos mapas, podemos crear mapas de conectividad cerebral in vivo de 3 dimensiones. Este es actualmente un área de investigación activa.
Movimiento Incoherente Intravoxel
La DWI tradicional asume que todas las moléculas de agua dentro de un voxel se comportan igual (de ahí un único ADC por voxel). Por supuesto, esto no es cierto: las moléculas de agua experimentan entornos muy diferentes incluso dentro de un único vóxel. Las moléculas en la sangre que fluye tienen una velocidad de base y, por tanto, se difunden muy rápidamente; los compartimentos intra y extracelulares también tienen una difusividad diferente. Si bien el modelo simplista es suficiente para la mayoría de los propósitos clínicos (por ejemplo, el accidente cerebrovascular), los datos emergentes sugieren que algunos hallazgos clínicamente relevantes pueden encontrarse en modelos más complejos. Las dos categorías principales de modelos de difusión avanzados son las imágenes de curtosis de difusión, que no se discuten aquí, y el movimiento incoherente intravóxel (IVIM).
En nuestra discusión anterior sobre el ADC, asumimos que la relación entre el valor b y la intensidad de la señal es lineal – en otras palabras, que hay un único valor de ADC para un vóxel. De hecho, en algunos tejidos la relación no es lineal. En particular, la caída de la intensidad de la señal es mucho más pronunciada en valores b bajos; esto implica que hay una pequeña subpoblación de moléculas de agua de difusión muy rápida. Este fenómeno es más notable en el hígado y se cree que está relacionado con el flujo sanguíneo en los capilares (aunque nuestra comprensión es incompleta). Para medir la IVIM, en lugar de medir la CDA con 3 valores b, hay que utilizar más (por ejemplo, 8), especialmente con valores b bajos. Actualmente, se está explorando la IVIM como medida de la fibrosis hepática.
- Hagmann P, et al. «Understanding Diffusion MR Imaging Techniques: De la imagen ponderada por difusión escalar a la imagen con tensor de difusión y más allá». Radiographics 26(S1): S205.
- Koh D, et al. «Intravoxel Incoherent Motion in Body Diffusion-Weighted MRI: Reality and Challenges». Am J Roentgenol 188(6): 1622.
- Dietrich O, et al. «Technical aspects of MR diffusion imaging of the body». Eur J Radiol 76: 314.
- «Chemical Shift: Efectos de fase». MRI-Questions – discusión sobre la exageración del chemicalshift en las secuencias EPI
- Si está interesado en el artículo original (¡muy técnico!) sobre DWI: Stejskal EO y Tanner JE. «Spin Diffusion Measurements: Spin Echoes in the Presence of a TimeDependent Field Gradient». J Chem Phys 42 (288): 288.