INTRODUCCIÓN AL MODELO IVIM
El estudio de los tejidos mediante secuencias potenciadas en difusión (Diffusion weighted imaging: DWI) permite detectar y valorar el movimiento libre del agua.
El enfoque clásico (monocompartimental) solo contempla el espacio extracelular,
considerando el movimiento browniano de las moléculas de agua como único parámetro a tener en cuenta.
Le Bihan y colaboradores,
desarrollaron un modelo bicompartimental para valorar cuantitativamente el movimiento microscópico translacional que tiene lugar en cada vóxel de tejido.
Éste modelo,
IVIM (Intra Voxel Incoherent Motion),
es capaz no sólo de demostrar la existencia de difusión molecular pura,
sino también de ser sensible al movimiento en el interior de la red capilar de un vóxel tisular,
que corresponde con la microcirculación/perfusión.

Fig. 2: En un vóxel de tejido normal existen células y una determinada cantidad de capilares que siguen una distribución fisiológica con un amplio espacio extracelular.
El principal parámetro derivado de la DWI clásica es el coeficiente aparente de difusión (ADC).
Dicho coeficiente está influenciado no sólo por el tipo y número de valores b elegidos para la adquisición de la secuencia sino también por las características intrínsecas vasculares del tejido a evaluar.
Numerosos estudios han demostrado que los valores ADC son más elevados in vivo que lo esperado cuando se reproducen las mismas circunstancias en fantomas o modelos experimentales,
es por eso por lo que se llama coeficiente de difusión aparente.

Fig. 3: En un vóxel de tejido tumoral, disminuye el espacio extracelular debido al aumento del componente celular de estas lesiones. Además existe un aumento de la red capilar que nutre a esas célular, la cual muestra una disposición aleatoria, randomizada con flujo en múltiples direcciones, reflejando el proceso de neoangiogénesis tumoral.
El modelo de movimiento incoherente en el interior de un vóxel (IVIM) descrito por Le Bihan [1] ha demostrado ser más exacto que el análisis Monoexponencial en su aplicación en órganos altamente vascularizados como los riñones,
el hígado ,
el páncreas y próstata.
Como hemos comentado anteriormente la perfusión de la sangre dentro de los vasos muestra un movimiento aleatorio que puede ser modelado como pseudo-difusión.
Dicho movimiento es detectado usando en valores bajos de b (menores de 100 s/mm2).
Al ser esta pseudo-difusión dependiente del valor b,
sólo una parte muy pequeña de la misma influirá en la medida de la intensidad de señal para cada vóxel para valores b altos (por encima de 100 s/mm2).
Con el fin de evitar parcialmente la contaminación por la perfusión,
un enfoque válido podría ser el de excluir de la cuantificación del ADC,
todos los valores de b menores de 100 s/mm2 ,
que permite la obtención de ADC alto también conocido como ADC libre de perfusión.

Fig. 4: Modelo bicompartimental de caída de la señal en un paciente con tumor renal derecho. Nótese la rápida caída de la curva para los valores b más bajos (que refleja el componente debido a la perfusión) y la caída progresiva más lenta en valores b más altos (mostrando la verdadera difusión de la lesión).
Por lo tanto,
en la primera parte de la curva se analizará predominantemente el componente rápido de caída de señal que corresponde con la perfusión (con cierto efecto de difusión sobreañadido),
mientras que la segunda parte de caída de señal de la curva (componente lento) reflejará únicamente la difusión real del tejido,
libre de la influencia del componente de movimiento microvascular.
Del modelo IVIM pues,
se derivan varios parámetros:
-D* que corresponde con la pseudodifusión,
es decir,
la difusión de la sangre en el lecho capilar
-D que refleja el coeficiente de difusión,
la difusión verdadera libre de perfusión o difusividad tisular
-f,
derivado del D*,
conocido como fracción de perfusión que indica el volumen de agua en el componente capilar en proporción con el volumen de agua total del vóxel,
conocido por algunos autores como densidad capilar activa y que equivaldría al concepto clásico de perfusión.

Fig. 1: Diseño de la secuencia y modelo bicompartimental de caída de señal de la difusión.
Esto supone que gracias al modelo IVIM se puede obtener el verdadero coeficiente de difusión de los tejidos,
D,
siendo éste inferior al ADC clásico ya que se encuentra libre de la influencia de la perfusión derivada del movimiento microvascular,
lo cual ayudará a valorar realmente el grado de celularidad de un tejido y pudiera ser usado de forma más fiable como biomarcador en la monitorización terapéutica.
Por otra parte,
el cálculo de la fracción de perfusión de un determinado tejido,
f,
va a permitir estimar,
estimar,
sin la necesidad de utilizar contraste paramagnético endovenoso,
la vascularización de un determinado tejido.
Por ende,
posibilita superar aquellas situaciones en las que exista contraindicación al uso de dichos medios de contraste así como las reacciones adversas,
tanto inmediatas como referidas,
derivadas de los mismos.
No obstante hay que recordar que dependiendo del tejido a estudiar esta fracción de perfusión variará su cuantía ya que en vísceras abdominales tales como hígado,
bazo o páncreas puede suponer hasta un 20% de la caída de señal de la curva,
mientras que en otros tejidos,
como es el caso del SNC sólo supone un 2-4% del total de la señal.
Hemos de ser cuidadosos a la hora de equiparar esta fracción de perfusión con los estudios clásicos de perfusión tisular derivados de la adquisición dinámica mediante RM o TC tras la administración de contraste intravenoso ya que probablemente,
y a falta de desarrollo de nuevos modelos y realización de estudios comparativos con amplias series,
estemos hablando de conceptos no diferentes,
aunque sí complementarios.
La perfusión como tal se define como la capacidad y eficiencia de la sangre para saturar un determinado tejido con oxígeno y nutrientes y de desaturarlo de productos de degradación.
Este concepto está comenzando a ser evaluado mediante la realización de estudios dinámicos de RM con contraste intravenoso y análisis bicompartimental (considerando espacio intra y extravascular así como parámetros tales como la permeabilidad).
La aproximación a la perfusión a través del modelo IVIM se basa en la existencia de una red capilar,
de un tamaño determinado y con un flujo,
mayor o menor,
para un voxel de tejido específico sometido a estudio.
Por ende,
un incremento en la red capilar irá asociado a un mayor aporte vascular tisular y neoangiogénesis.
Por tanto,
lo más adecuado es considerarlo como fracción de volumen de flujo capilar en lugar de fracción de perfusión.
[2]
VALORACIÓN Y CARACTERIZACIÓN DE LESIONES RENALES
El análisis monocompartimental de la difusión ha indicado clásicamente que las lesiones renales sólidas muestran unos valores ADC significativamente menores que el tejido renal sano,
estos valores son incluso menores en los tumores papilares que en los de células claras.
Otros estudios han sugerido que los oncocitomas son las neoplasias sólidas que muestran valores más altos de ADC. Numerosos puntos de corte en función de los valores de ADC han sido propuestos para diferenciar lesiones benignas de malignas que oscilan entre 1.88 x 10-3 mm2/s y 1.92 x 10-3 mm2/s con una sensibilidad y especificidad que llega a alcanzar el 85% y 80% respectivamente.
Incluso otros autores,
con valores de corte más bajos,
de 1.28 x 10-3 mm2/s han logrado áreas bajo la curva de 0.973 con una sensibilidad del 95% y una especificidad del 94%.
[3-6]
Hoy en día,
prácticamente cualquier estudio para detección y especialmente caracterización de lesiones renales mediante RM incluye en su protocolo secuencias potenciadas en difusión y estudio dinámico tras la administración de contraste.
La aproximación a la difusión a través del modelo monocompartimental ha permitido ayudar en la caracterización de lesiones renales basándose en la estimación del grado de celularidad de las mismas siendo cuantificado a través de los valores ADC.
Según los últimos estudios,
los valores medios de ADC de los carcinomas de células renales oscilan entre los 1,3-1,8 x 10-3 mm2/s mientras que en el parénquima renal sano estos valores se sitúan entre 2,1-2,4 x 10-3 mm2/s.
Estos resultados son bastante consistentes permitiendo diferenciar lesiones sólidas,
las cuales muestran valores significativamente más bajos que el tejido renal sano así como lesiones quísticas,
que presentarán valores más elevados de ADC.
Algunos autores han llegado a sugerir una correlación negativa entre los valores de ADC y la agresividad tumoral.
La disminución de los valores ADC ayuda en la diferenciación entre carcinoma papilar y no papilar considerando como valor medio estándar para carcinoma de células claras 1.8 x 10-3 mm2/s,
para papilar de 1.0 x 10-3 mm2/s y para cromófobo,
un valor intermedio de corte 1.3 x 10-3 mm2/s.
[6]
El uso extendido de pruebas de imagen está suponiendo un incremento en la tasa de detección de neoplasias renales.
Muchas de ellas son identificadas en pacientes de edad avanzada con problemas de filtrado renal,
quedando la administración de contraste para su adecuada caracterización en manos de cifras de aclaramiento de creatinina y no pudiendo,
en muchas ocasiones,
administrar contraste para su estudio,
de ahí la importancia de desarrollar técnicas basadas en el estudio de la vascularización de lesiones renales en ausencia de contraste intravenoso.
En los últimos años,
varios estudios han propuesto el uso de técnicas como el arterial spin labelling (ASL) para valorar la vascularización de lesiones renales,
sin embargo,
debido a la complejidad no solo de su aplicación sino de su postproceso e interpretación no se han implementado de forma generalizada.
(7).
La utilización de secuencias potenciadas en difusión a través del análisis bicompartimental es mucho más accesible y su proceso,
si bien depende del desarrollo de softwares específicos para descomponer la caída de señal,
es más intuitivo y ofrece una doble información: celularidad y vascularización.
Los estudios basados en adquisiciones dinámicas tras la administración de contraste mediante RM,
bien a través de un análisis monocompartimental o bicompartimental han concluido igualmente que existe una relación entre el tipo de realce y las características del mismo.
A través del modelo bicompartimental de análisis de caída de la señal de difusión (IVIM) ambas características,
el grado de celularidad y lar existencia de una aumento de la red microvascular asociado a la presencia de lesiones pueden ser valoradas mediante un solo estudio y sin necesidad de usar contraste intravenoso.
En los últimos años numerosas publicaciones han evaluado la capacidad de los parámetros derivados del modelo IVIM,
el coeficiente de difusión (D) y la fracción de perfusión (f) para detectar y caracterizar lesiones renales en comparación con estudios “clásicos” de difusión mediante su análisis monocompartimental y de perfusión a través de estudios dinámicos tras la administración de contraste.
Antes de hablar de los tumores renales,
la lesión focal renal más frecuente en la práctica radiológica habitual,
puede ayudarnos a entender el modelo IVIM.
Un quiste simple,
en principio,
no presenta restricción de la difusión,
con valores elevados de ADC,
además,
se caracteriza por no mostrar ningún tipo de realce tras la administración de contraste exógeno.
Estas características de los quistes hacen que no existan diferencias entre los valores de ADC y D ya que no hay componente de perfusión sobreañadido,
el cual,
de hecho,
es nulo (f=0).

Fig. 5: Quiste renal izquierdo simple. El estudio dinámico no muestra realce tras la administración de contraste. La lesión muestra difusión altamente facilitada en su interior (ADC 2.9x10-3 mm2/s). El mapa D muestra alta difusividad del contenido del quiste (D 2.9x10-3 mm2/s) con valor 0 de la fracción de perfusión compatible con ausencia de vascularización en su interior como demuestra la ausencia de pendiente de la primera parte de la curva de caída de señal.
Dada la amplia variedad de carcinomas renales y a su vez,
la complejidad y heterogeneidad histológica de los mismos,
el análisis funcional mediante RM ha cobrado gran importancia.
Además,
el hecho de que cada subtipo de carcinoma renal tenga un distinto grado de agresividad biológica hace que se hayan diversificado las distintas opciones terapéuticas y de seguimiento.
Es por esto por lo que se hace cada vez más necesaria una mayor precisión en el momento del diagnóstico ya que determinará la actitud a seguir,
a expensas de realizar estudio histológico mediante biopsia,
con los riesgos que ello conlleva (falsos negativos,
riesgo de diseminación,
iatrogenia….)
Se ha demostrado un incremento en la fracción de perfusión en las lesiones hipercaptantes,
no obstante no está clara su relación con los parámetros derivados del estudio mediante DCE-MRI (volumen,
flujo,
permeabilidad,
AUC…).
En la mayoría de los casos,
a través de DCE-MRI se puede discernir entre carcinoma de células claras y la variante papilar.
No obstante hay estirpes en las que existe un solapamiento entre los datos en la literatura científica como es el caso del cromófobo o el quístico.
[8]
Varios estudios han demostrado una alta correlación entre f y el área bajo la curva derivada de DCE-MRI,
valores que se han mostrado significativamente elevados en los carcinomas cromófobos y en los de células claras comparados con lesiones hipovasculares como el carcinoma papilar y el quístico.
La fracción de perfusión has sido propuesto como el marcador con una mayor precisión diagnóstica para valorar carcinoma de células claras con un valor de corte de 0.16 (16%),
lo que supone una sensibilidad del 100%,
una especificidad del 62% y una precisión del 82,7%.
[9]

Fig. 6: Carcinoma renal derecho cromófobo. Lesión hipervascular en el estudio de DCE-MRI que muestra marcada restricción de la difusión (1.1x10-3 mm2/s), la cual se hace mucho más evidente en el mapa de D (9.9x10-3 mm2/s) con una fracción de pefusión del 20% (rápida caída de curva para valore b bajos) que se correlaciona con los hallazgos del DCE-MRI.

Fig. 7: Carcinoma papilar renal derecho. Lesión con realce progresivo tipo meseta sin claro lavado que muestra moderada restricción de la difusión con valores ADC de 1.5x10-3 mm2/s que con el modelo IVIM D alcanza un valor de 1.3x10-3 mm2/s y una fracción de perfusión baja (4%)sin clara caída pronunciada de señal en la primera parte de la curva.
Los valores de D muestran una alta correlación con ADC,
presentando siempre un menor valor que éstos,
debido a la ausencia de influencia de la perfusión.
Por ejemplo,
en el estudio de Chardana,
los valores de ADC y D más elevados se obtuvieron para el carcinoma quístico renal (2.6 x 10-3 mm2/s vs 2.5 x 10-3 mm2/s) y los más bajos para el papilar (1.0 x 10-3 mm2/s vs 0.9 x 10-3 mm2/s),
sin diferencia significativa entre ambos valores.
No obstante en el caso del carcinoma de células claras sí se obtuvo diferencia significativa entre los valores de ADC (1.8 x 10-3 mm2/s) y D (1.3 x 10-3 mm2/s).
Cuando el valor de D asciende hasta 1.44 x 10-3 mm2/s la precisión diagnóstica se sitúa en el 85,7%.
[9]

Fig. 9: Carcinoma renal derecho de células claras. Muestra rápido realce con meseta posterior tras la administración de contraste sugerente de lesión hipervascular. El estudio de difusión muestra heterogeneidad de la lesión con áreas parcheadas de resticción de la difusión yvalores ADC medios de 1.7x10-3 mm2/s y valores D según el modelo IVIM de 1.5x10-3 mm2/s. La lesión muestra importante caída de señal en la primera parte de la curva con f del 17%.

Fig. 8: Carcinoma quístico renal izquierdo. Lesión quistica predominantemente hipovascular con pequeño polo sólido hipervascular. No apreciamos restricción global de la difusión (ADC 2.1x10-3 mm2/s) con valores de D de 2.0x10-3mm2/s y una fracción de perfusión del 2%.
El uso conjunto de f y D ayuda a discriminar el carcinoma de células claras del resto de subtipos con una sensibilidad global del 92% y una especificidad del 80%. El carcinoma quístico renal y el papilar son clásicamente hipovasculares,
con valores de f inferiores a 0.16 distinguiendo entre ambas entidades gracias al uso de D,
que se mostrará inferior a 1.5 x 10-3 mm2/s en los papilares y superior a 1.5 x 10-3 mm2/s en los quísticos.
Un valor de f superior a 0.16 con cifras de D inferiores a 1.5 x 10-3 mm2/s apoyará el diagnóstico de carcinoma cromófobo,
mientras que valores superiores a 1.5 x 10-3 mm2/s serán compatibles con carcinoma de células claras.
[9]

Fig. 14: Algoritmo diagnóstico para las masas renales en función de su comportamiento según el modelo IVIM. Adaptado de Chardana et al. IVIM DWI in Evaluation of Renal Tumors. Invest Radiol 2012.
VALORACIÓN Y CARACTERIZACIÓN DEL CÁNCER DE PRÓSTATA
La resonancia magnética (MRI) se utiliza generalmente para la estadificación locorregional del cáncer de próstata.
Sin embargo,
están creciendo las aplicaciones de resonancia magnética en otros escenarios clínicos,
como la caracterización de nódulos o la detección de cáncer en pacientes con biopsia negativa y alta sospecha clínica (persistencia de PSA elevado y / o la ratio de PSA).
Los protocolos de resonancia magnética se han ampliado,
partiendo de secuencias morfológicas para incluir estudios funcionales.
Entre ellos,
las secuencias potenciadas en difusión (DWI),
que se han convertido en las más aceptadas junto con el estudio dinámico con contraste.
Además,
en el sistema de PIRADS,
DWI ha sido reconocido como el más útil entre todas las secuencias funcionales en la diferenciación entre el cáncer y la próstata normal [10 ] .
La mayor parte de la experiencia acumulada hasta el momento se ha realizado mediante un análisis monoexponencial caída de la señal de DWI,
que se cuantifica por medio del coeficiente de difusión aparente (ADC),
[11-14 ] .
Sin embargo,
este enfoque es limitado debido a la superposición de flujo vascular,
flujo tubular/ductal,
y difusión pasiva,
siendo ADC afectado de manera significativa por los fenómenos de perfusión.
Numerosos estudios han demostrado que un análisis biexponencial de la caída de señal de la difusión en la próstata se ajusta más a la realidad tanto en la distinción anatómica entre zona periférica y zona central como en la detección y caracterización de lesiones prostáticas como es el caso de la hiperplasia benigna de próstata,
las prostatitis y especialmente,
el cáncer de próstata. En la próstata,
estudios recientes han demostrado una diferencia significativa entre el cáncer y la zona periférica normal para los parámetros derivados de IVIM,
que demuestran valores más bajos D (coeficiente de difusión) y f (fracción de perfusión) en el nódulo tumoral que en la zona periférica sana.
[15-19]

Fig. 15: Cáncer de próstata. Lesión en zona periférica derecha hipervascular con respecto a zona periférica contralateral con marcada restricción de la difusión (0.8x10-3 mm2/s de ADC). El modelo bicompartimental confirma la restricción de la difusión real con valores D de 0.6x10-3 mm2/s. La fracción de perfusión muestra igualmente un valor paradójicamente disminuido del 8%.
Se ha demostrado un mayor valor del ADC y D para la zona periférica con respecto a la central obteniendo diferencias estadísticamente significativas entre ambos valores.
Asimismo,
las cifras de f son más elevadas igualmente en la zona periférica.
En el caso del cáncer de próstata,
se han encontrado valores más bajos de ADC y D que en el tejido sano,
proponiéndose un valor de D de 0.91 x 10-3 mm2/s como punto de corte que permite una alta precisión en la diferenciación entre nódulos tumorales y zonas de hiperplasia prostática (AUC de 0.92).
De igual forma,
tanto f como D muestran valores significativamente inferiores en el tejido tumoral en comparación con las áreas de prostatitis con un valor de d de 1,13 x 10-3 mm2/s como punto de corte con una AUC de 0.99. [20]
En el caso del cáncer de próstata,
prácticamente todas las publicaciones existentes hasta la fecha,
coinciden en indicar que los valores de la fracción de perfusión,
f,
son significativamente menores en los nódulos malignos en comparación con tejido contralateral sano,
hiperplasia benigna de próstata o incluso prostatitis.
Estos datos pueden resultar contradictorios en un principio ya que lo esperable,
en un nódulo maligno es una alta vascularización debido a la neoangiogénesis tal y como reflejan los estudios clásicos mediante secuencias dinámicas tras la administración de contraste.
Dichos estudios muestran un patrón hipervascular en los nódulos malignos que de hecho,
ayuda a detectarlo,
caracterizarlo y diferenciarlo del resto del parénquima protático.
Este hecho no está todavía completamente bien comprendido,
y que se ha relacionado con el TE usado para la secuencia o a la heterogeneidad histológica del cáncer de próstata,
ya que presenta no sólo vasos,
sino también el tejido glandular secretor.
La teoría más plausible es que,
debido a las características intrínsecas de intensidad de señal de los nódulos malignos dado el TE usado para el diseño de la secuencia,
éstos son realmente tan hipointensos (uno de los criterios morfológicos convencionales más comúnmente utilizados para su detección en secuencias potenciadas en T2),
que indefectiblemente muestran,
en el proceso de cuantificación de intensidad de señal, valores bajos no sólo de ADC o D (esperable dada su alta celularidad),
sino también de f.
A falta de nuevos estudios que intenten relacionar los valores de f con los parámetros derivados del estudio DCE-MRI,
es recomendable otorgarle un valor limitado al uso de f debido a que está sujeto al propio diseño de la secuencia.
VALORACIÓN Y CARACTERIZACIÓN DE LESIONES GINECOLÓGICAS
Las secuencias potenciadas en difusión han demostrado su utilidad en la detección y caracterización de patología tumoral ginecológica.
Por norma general,
los tumores malignos mostrarán elevada restricción de la difusión en comparación con los tumores benignos,
no obstante hay que recordar que,
hasta en un 22% de los casos de patología anexial,
lesiones que presentan restricción son benignas,
como en los casos de quistes con elevado contenido proteináceo en su interior.
Los valores de ADC pueden permitir diferenciar entre patología benigna y maligna,
no obstante,
los valores publicados varían en función del número de valores b utilizados,
del campo magnético,
tipo de adquisición…..
No obstante,
se puede tomar como valor de corte orientativo 1.4 x 10-3 mm2/s para el cáncer uterino y de 1.15 x 10-3 mm2/s para el de cérvix.
Entre las lesiones quísticas anexiales,
la mayoría de los teratomas quísticos maduros y los quistes endometriósicos,
han demostrado valores más bajos de ADC que las neoplasias malignas,
con un punto de corte aproximado de 2.0 x 10-3 mm2/s,
probablemente debido al componente graso y hemorrágico respectivamente que presentan en su interior.
Por último,
la difusión puede ser útil en la detección de carcinomatosis peritoneal de origen ginecológico.[21]

Fig. 16: Teratoma quístico maduro que muestra restricción de la difusión en su compomente sólido así como en su periferia con valores ADC de 0.9 x 10-3 mm2/s y realce de ambos componentes.

Fig. 17: Teratoma quístico maduro. Tanto el componente sólido central como la periferia de la lesión muestran valores bajos de D en torno a 0.8x10-3 mm2/s con elevado porcentaje de fracción de perfusión (40%) compatible con áreas hipervasculares.
A través de las secuencias potenciadas en difusión incluso se puede intentar aproximar el subtipo histológico como es el caso del cáncer de cérvix,
en el que se ha demostrado que el carcinoma escamoso tiende a mostrar valores más bajos de ADC que los adenocarcinomas. [22] De igual forma,
los adenocarcinomas endometriales de alto grado muestran un menor ADC que los menos agresivos.
Los estudios mediante RM han demostrado una mayor sensibilidad y especificidad que el TC para la valoración de la pelvis femenina.
El uso de secuencias potenciadas en difusión permite aumentar esta sensibilidad especialmente para estadificación del cáncer uterino y en la detección de recurrencias y monitorización de tratamiento,
especialmente cuando se fusionan las imágenes con valores b más altos con los estudios morfológicos convencionales[23].
Las propias características de los estudios de difusión en pelvis pueden inducir a error debido a la existencia de varios tipos de pitfalls.
No es infrecuente encontrar el efecto brillo-T2 en lesiones quísticas anexiales,
en cuyo caso se hace indispensable el uso de mapas ADC.
De igual forma,
es bastante frecuente encontrar lesiones con componente hemorrágico o sólidas y marcadamente hipointensas en T2 que muestran valores muy bajos de ADC siendo malinterpretadas como malignas.
De igual forma,
y como hemos comentado anteriormente,
lesiones hemorrágicas,
teratomas maduros e incluso abscesos pueden mostrar valores ADC más bajos de lo esperado e inducir a error en el diagnóstico.
En cuanto a los estudios dinámicos tras la administración de contraste mediante RM,
se ha demostrado una gran utilidad de los mismos en la evaluación y mejora en la detección de pequeños tumores de cérvix con invasión estromal con respecto a las secuencias potenciadas en T2,
mostrando un rápido realce en comparación con el epitelio y estroma cervical normal,
zonas que muestran una curva tiempo intensidad (TIC) menos pronunciada [24].
En el caso del carcinoma endometrial,
los estudios dinámicos también facilitan la valoración del grado de invasión ya que son tumores hipovasculares en comparación con el miometrio subyacente.
También han mostrado su utilidad en el diagnóstico diferenciar entre recurrencia tumoral y fibrosis post-radiación. [25] En las lesiones anexiales,
los estudios DCE son una herramienta más junto con los criterios morfológicos (presencia de tabiques,
polos sólidos….) para el diagnóstico de malignidad.
De igual forma los estudios con contraste se han usado clásicamente para detectar y caracterizar lesiones benignas como es el caso de los miomas uterinos.

Fig. 18: Mioma uterino. Lesión hipocaptante en cuerpo uterino. A través del modelo bicompartimental de la difusión, el estudio de los mapas de f permite diferenciar entre el miometrio normal que rodea la lesión (flecha)con una f del 41%, del propio mioma uterino (asterisco), hipovascular con una f del 11%. Nótese la diferencia de caída de curva para valores bajos de b en cada tipo de tejido.
En nuestro conocimiento,
no existe hasta la fecha ninguna publicación que aborde la utilización del modelo bicompartimental de la difusión en la patología ginecológica tanto benigna como maligna.
La aplicación de secuencias potenciadas en difusión en el área pélvica se encuentra en ocasiones limitada debido a la existencia de artefactos por movimiento de asas intestinales o por las múltiples interfases existentes (aire-agua-grasa…).
Esta puede ser una de las razones por las que el análisis bicompartimental de la caída de la señal a partir de secuencias potenciadas en difusión no se haya investigado hasta ahora.
En nuestra limitada experiencia,
los estudios que hemos realizado para la valoración de lesiones uterinas o anexiales arrojan similares resultados a los obtenidos en el resto del organismo.
No obstante hay que ser prudentes tanto al extrapolar el comportamiento tanto desde el punto de vista del coeficiente de difusión como de la fracción de perfusión de las neoplasias ginecológicas,
como al comparar los resultados de los estudios convencionales de DWI o DCE con los obtenidos mediante el modelo IVIM.