6 курс / Гастроэнтерология / Багненко_С_С_Комплексное_магнитно_резонансное_исследование_в_выявлении

31

заболевания (Майер К.П., 2000; Завенян З.С., 2004), поэтому наряду с совершенствованием биопсии активное развитие методов лучевой диагностики остается весьма востребованным.

За последние годы МРТ стала одним из ведущих методов неинвазивной лучевой диагностики патологии гепатобилиарной области (Михайлов М.К.,

Тухбатуллин М.Г., 2001; Лыткин М.В., 2006; Siegelman E.S., 2005). С момента своего возникновения по настоящее время метод постоянно развивается и совершенствуется. Попытки использовать МРТ для диагностики заболеваний и повреждений органов брюшной полости предпринимались практически с самого начала ее клинического применения (Doyle F.H., Pennock J.M., Banks L.M. et al., 1982; Stark D.D., Bass N.M., Moss A.A., 1983). Отсутствие лучевой нагрузки,

высокая тканевая контрастность получаемых изображений (возможность ее изменять, подавляя МР-сигнал от той или иной ткани), произвольный выбор плоскости сечения, применение физиологических жидкостей (кровь, желчь и др.)

в качестве естественных контрастов, а также широкие возможности программного обеспечения предопределили интерес исследователей в данном направлении

(Ратников В.А., 2003; Лыткин М.В., 2006; Dalrymple N.C., Leyendecker J.R., Oliphant M. et al., 2009). Однако длительное время сканирования и связанные с этим дыхательные и двигательные артефакты ограничивали диагностические возможности метода в гепатологии (Ринк П.А., 2003; Sai J., Ariyama J., 2000).

Появление МР-томографов с напряженностью магнитного поля 1,5 Тл и выше, более сильные градиенты и сверхбыстрые импульсные последовательности, разработка алгоритмов параллельного сбора данных и совершенствование радиочастотных катушек, а также прогресс в развитии программного обеспечения позволили решить многие проблемы, кардинально улучшив качество получаемых изображений и сократив время сканирования до минимума (Low R.N., 2007; Coenegrachts K., 2009).

Если первые научные работы, посвященные применению возможностей МРТ в диагностике заболеваний гепатобилиарной системы, ограничивались преимущественно описанием морфологической картины (Stark D.D., Bass N.M.,

32

Moss A.A., 1983; Stark D., Goldberg H.I., Moss A.A., 1984), современные исследования все больше связаны с изучением тканевых характеристик выявленных изменений, а также вопросами функционирования печени на клеточном и биохимическом уровнях (Zhang H., Gu A., Miao J. et al., 2006; Yamada A., Hara T., Li F. et al., 2011; Godfrey E.M., Patterson A.J., Priest A.N. et al., 2012; Ljungberg M., Westberg G., Vikhoff-Baaz B. et al., 2012).

Комплексный анализ данных, представленных в мировой литературе,

позволяет сделать вывод о том, что в настоящее время арсенал средств специалиста МРТ в отношении очаговой патологии печени представлен следующими инструментами:

•Традиционное (нативное) сканирование в условиях естественной контрастности тканей: Т1 и Т2 ВИ.

•Методики изменения тканевого контраста изображения (различные варианты жироподавления и др.).

•МР-исследование желчных протоков (как бесконтрастное, так и с применением контрастных препаратов).

•Применение внеклеточных контрастных препаратов (МР-ангиография,

динамическое контрастное усиление).

•Применение органототропных (тканеспецифичных) контрастных веществ.

•МР-диффузия.

•МР-спектроскопия.

Каждая из перечисленных методик имеет свою историю возникновения,

достоинства, недостатки и круг решаемых задач.

1.3.1. Традиционное магнитно-резонансное сканирование в условиях естественной контрастности тканей

Говоря о МР-исследовании любой анатомической области, принято исходить из того, что базовым считается получение Т1 и Т2 ВИ. Для изучения подвижных органов были разработаны специальные быстрые импульсные

33

последовательности, позволяющие осуществить сканирование на одной задержке дыхания. В настоящее время существуют две принципиально разные группы

соответствующих программ. Одни основаны на адаптированной

последовательности спин-эхо, а вторые – используют эхо-сигналы,

сформированные градиентами (Ринк П.А., 2003).

Разновидностью первых, наиболее востребованной с точки зрения диагностики заболеваний органов брюшной полости, является одноимпульсная последовательность HASTE (Half-Fourier acquisition single-shot turbo spin-echo,

акронимы: SSFSE, SSTSE, FASE), основанная на полувосстановлении Фурье

(Ратников В.А., 2003; Vogl T.J., Lencioni R., Hammerstingl R.M. et al., 2003). В

данном случае одиночный срезоселективный возбуждающий импульс сопровождается серией эхо (обычно 180° импульсами), разделенными промежутками примерно 3 мс, с целью заполнения k-пространства всего среза. В

результате на построение каждого среза требуется около 1 секунды, поэтому получаемые Т2 ВИ практически нечувствительны к движениям и их характеристики не зависят от дыхания (Semelka R.C., Martin D.R., Balci C. et al.,

2001; Siegelman E.S., 2005).

В литературе имеется немало данных о высокой разрешающей способности соответствующих томограмм (Ратников В.А., 2003; Ринк П.А., 2003; Schneider G.,

Grazioli L., Saini S., 2006; Kim B.S., Kim J.H., Choi1 G.M. et al., 2008). Они

чрезвычайно чувствительны к выявлению кист и других жидкостных образований

(кистозные компоненты опухолей, абсцессы, желчные протоки, локальные скопления жидкости и др.), характеризующихся на Т2 ВИ, как правило, высокой интенсивностью сигнала (Marotti M., Klaric-Kustovic R., Krolo I. et al., 2002; Sasaki K., Ito K., Fujita T. et al., 2007; Dalrymple N.C., Leyendecker J.R., Oliphant M., 2009). Ряд исследователей отмечает хорошую визуализацию на подобных изображениях отека ткани в виде области умеренной гиперинтенсивности,

обусловленной притоком жидкости, а значит, и увеличением концентрации

гипоинтенсивным (Schneider G., Grazioli L., Saini S., 2006; Reimer P., Parizel

P.M., Stichnoth F.A., 2010). Имеются публикации о применении соответствующего

HASTE-протокола для выполнения инвазивных манипуляций под МР-контролем

(Zimmermann H., Müller S., Gutmann B. et al., 2006), а также исследований с программной синхронизацией сканирования по дыханию (Lee S.S., Byun

J.H., Hong H.S. et al., 2007; Kim B.S., Kim J.H., Choi1 G.M. et al., 2008).

Однако есть у этой последовательности и недостатки. Так, многие авторы отмечают относительно низкую (в сравнение с обычными спин-эхо

томограммами) T2 контрастность получаемых изображений (Kim Y.K., Kim

C.S., Chung G.H. et al., 2005; Schneider G., Grazioli L., Saini S., 2006). Интактная паренхима печени на рассматриваемых изображениях обычно характеризуется довольно низкой интенсивностью сигнала, а потому другие гипоили изо-

гипоинтенсивные структуры, такие как фиброзные изменения, обызвествления,

отложения железа и др., на них часто визуализируются неотчетливо (Mortelé K.J., Praet M., van Vlierberghe H. et al., 2002; Siegelman E.S., 2005; Ward J., Manoharan P., 2013). При изучении жидкостных структур возможны сложности интерпретации ввиду потоковых артефактов (Dalrymple N.C., Leyendecker J.R., Oliphant M., 2009). Работы по анализу количественных характеристик интенсивности МР-сигнала в последовательности HASTE в отношении очаговой патологии печени единичны (Abe Y., Yamashita Y., Tang Y. et al., 2000).

Среди второй группы быстрых импульсных последовательностей,

основанной на градиентном эхе, для МРТ брюшной полости наибольшее значение имеют TRUE-FISP и очищенный (Spoiled) FLASH. Все они базируются на принципе применения малых углов отклонения (FLASH – Fast Low Angle Shot) и

переключении полярности градиентов (Ратников В.А., 2003; Ринк П.А., 2003; Schneider G., Grazioli L., Saini S., 2006).

35

TRUFI (TRUE-FISP, акронимы: FIESTA, BFFE, BASG, TrueSSFP) – True Fast Imaging With Steady Precession (быстрая томография с устойчивой прецессией) – модификация рефокусированного FLASH с рефокусировкой всех трех градиентов (Ринк П.А., 2003). Контраст тканей определяется соотношением времен Т2*/Т1 и зависит от времени повторения (TR). Последовательность практически не чувствительна к движениям и дает хорошее соотношение сигнал/шум (Numminem K., Halavaara J., Isoniemi H. et al., 2003; Chavhan G.B., Babyn P.S., Jankharia B.G. et al., 2008).

Ряд исследователей отмечает очень интенсивный сигнал от тока крови на рассматриваемых томограммах (поскольку намагниченность спинов,

притекающих в срез, находится в равновесном состоянии в отличие от спинов стационарных тканей) и указывает на возможность применения алгоритма TRUFI

для скриннингового исследования крупных сосудов живота без введения контрастного вещества (Radulovic D., Kirkpatrick I.D., Kroeker M.A. et al., 2006; Weale P., Collins J., Carr J.C., 2009). Кроме того, изображения градиентного эха очень чувствительны к локальным неоднородностям, в том числе в структуре объемных образований печени (обызвествления, кровоизлияния, избыток железа и т.д.), что немаловажно для оценки структуры подобных очагов (Siegelman E.S., 2005; Bitar R., Leung G., Perng R. et al., 2006). Применение градиентов обеспечивает меньшее поглощение энергии телом пациента в ходе сканирования по сравнению со спин-эхо последовательностями (Ринк П.А., 2003; Herborn C.U., Vogt F., Lauenstein T.C. et al., 2003).

В то же время следует отметить, что в данном случае речь идет не о истинном Т2 контрасте, а о Т2* ВИ, а потому заменить классические Т2 ВИ они не могут по определению. Кроме того, чувствительность и специфичность последовательности TRUFI в диагностике поражений печени, по данным Herborn C.U. et al. (2003) уступают программам HASTE (0,79/0,83 и 0,86/0,91,

соответственно). Затрудняет трактовку изображений и характерный артефакт по типу дополнительного контура, встречающийся при больших значениях TR и

обусловленный потоковыми явлениями, а также неоднородностью магнитного

36

поля (Chung H.W., Chen C.Y., Zimmerman R.A. et al., 2000). Так, Sandrasegaran K. et al. (2010) говорят о возможных трудностях визуализации по этой причине мелких кист, прилежащих к крупным сосудам. Glockner J.F. (2007) отмечает невысокую чувствительность последовательности в диагностике солидных образований печени.

Очищенный (Spoiled) FLASH – или просто FLASH (акронимы: SPGR, T1FFE, RSSG, FastFE), – методика, при которой регистрируют только новую поперечную намагниченность, а эхо-составляющую удаляют при помощи соответствующих градиентов или методами фазового очищения (Ринк П.А., 2003).

Поскольку это последовательность, позволяющая быстро получить хороший Т1 контраст, ее активно применяют для получения как нативных томограмм, так и для постконтрастных МР-изображений (Lencioni R., Cioni D., Bartolozzi C., 2005; Sandrasegaran K., Lin C., Akisik F.M. et al., 2010; Lin E., 2012).

Вода, неизмененная желчь и большинство новообразований печени на данных томограммах исходно выглядят гипоинтенсивными. Структуры, богатые белком

(гной, свежая кровь и др.), а также жировая ткань – гиперинтенсивны (Siegelman E.S., 2005; Federle M.P., Jeffrey R.B., Woodward P.J. et al., 2010; Lin E., 2012).

Имеются публикации о применении подобных импульсных последовательностей в МР-термометрии (Germain D., Chevallier P., Laurent A. et al., 2001; Bremer C., Kreft G., Filler T. et al., 2002), мониторинге за ходом лазерной абляции (Wichmann J.L., Beeres M., Borchard B.M. et al., 2013), определении содержания железа и жировой ткани в печени и др. (Henninger B., Kremser C., Rauch S. et al., 2012).

Однако многие исследователи отмечают высокую чувствительность FLASH

протокола к двигательным артефактам (применяется чересстрочное фазовое кодирование, и даже незначительное движение в момент сбора информации при переходе от одного среза к другому приводит к нарушению формирования целостной картины), а также ограниченное количество срезов, которое может быть получено при небольшом значении TR (Siegelman E.S., 2005; Schneider G., Grazioli L., Saini S., 2006). Кроме того, повышение скорости сканирования

37

приводит к усилению влияния кровотока на качество изображений (Earls J.P., 2002; Vogl T.J., Lencioni R., Hammerstingl R.M. et al., 2003; Lencioni R., Cioni D., Bartolozzi C., 2005).

Таким образом, для получения традиционных Т1 и Т2 ВИ в условиях естественного контраста тканей печени на высокопольном МР-томографе чаще всего применяют быстрые импульсные последовательности HASTE и

модификации FLASH, которые позволяют оценить форму, размеры, структуру и контуры органа, а также собрать информацию об аналогичных характеристиках и локализации очагов поражения. Полученные данные помогают в большинстве случаев выявить основные морфологические изменения, однако анализ тканевых характеристик имеющейся патологии на этом этапе обследования имеет ограниченные возможности. Артефакты и ряд технических сложностей мешают в ряде случаев добиться оптимального качества изображений. Работы,

посвященные комплексному анализу возможностей данных последовательностей в выявлении и дифференциальной диагностике очаговой патологии печени с учетом количественных параметров интенсивности МР-сигнала, единичны.

1.3.2. Методики изменения тканевого контраста при магнитно-резонансной томографии

К основным преимуществам МРТ над другими методами лучевой диагностики относят не только высокую тканевую контрастность изображений,

но и возможность ее активно менять. Как правило, речь идет о различных методиках жироподавления, однако воздействовать можно и на другие ткани

(Ратников В.А., 2003; Ринк П.А., 2003).

Протоны воды и жира имеют различное химическое окружение, поэтому их резонансные частоты отличаются. Этот явление носит название «химический сдвиг». В магнитном поле с напряженностью 1,5 Тл величина сдвига составляет

225 Гц, поэтому протоны жировой ткани, находящиеся вне резонанса, будут совершать полный разворот каждые 4,4 мс, а ядра водорода, образующие

38

молекулы воды, каждые 2,2 мс. В результате при времени эха (ТЕ), четно кратном

4,4 мс, сигналы от жира и воды окажутся синфазными, а при нечетнократном 2,2

мc – в противофазе (Schneider G., Grazioli L., Saini S., 2006). Подобрав требуемые значения (обычно применяют адаптированную FLASH-последовательность Dual

GRE), получают томограммы с подавленным сигналом от жировой ткани и,

наоборот, изображения, где сигналы от жира и воды будут суммированы.

Программа получила название методики Диксона (Dixon), или изображений химического сдвига (Dalrymple N.C., Leyendecker J.R., Oliphant M., 2009; Sandrasegaran K., Lin C., Akisik F.M. et al., 2010; Heye T., Bashir M.R., 2013).

Большинство авторов отмечают высокую чувствительность данной методики к молекулам жиров, содержащихся внутри гепатоцитов, и поэтому рекомендуют применять ее в диагностике стеатоза печени (Décarie P.O., Lepanto L., Billiard J.S. et al., 2011; Permutt Z., Le T.A., Peterson M.R. et al., 2012).

Boll D.T. et al. (2010) и ряд других исследовательских групп говорят о возможной эффективности методики в полуколичественной оценке содержания не только жира, но и железа в органах и тканях (Bashir M.R., Merkle E.M., Smith A.D. et al., 2012; Zhong X., Nickel M.D., Kannengiesser S.A.R. et al., 2013). Однако вопросы к конкретным параметрам сканирования остаются, активно обсуждаются оптимальные методики сбора и обработки информации, а также возможные артефакты (Chen J.H., Le H.C., Koutcher J.A. et al., 2010; Herédia V., Ramalho M., de Campos R.O.P. et al., 2012; Ramalho M., Herédia V., de Campos R.O. et al., 2012; Heye T., Bashir M.R., 2013). Работ, посвященных анализу эффективности данной импульсной последовательности в диагностике патологий, не связанных со стеатогепатозом, недостаточно (Merkle E.M., Nelson R.C., 2006).

Еще одна методика подавления сигнала от той или иной ткани базируется на эффекте пресатурации. Перед началом сканирования на исследуемый объект подают селективный импульс с подобранной частотой воздействия

(соответствующей прецессии протонов требуемой ткани, обычно жира). В

результате к моменту возбуждения среза протоны, относящиеся к выбранному типу ткани или веществу, уже находятся в возбужденном состоянии, а значит,

39

выключены из процесса сбора информации (Chen J.H., Le H.C., Koutcher J.A. et al., 2010; Westbrook C., Roth C.K., Talbot J., 2011).

Методика информативна в дифференциальной диагностике жировых образований и скоплений жидкости с высоким содержанием белка, улучшает контрастность между жировой клетчаткой брюшной полости, пораженными тканями и кровеносными сосудами (Schneider G., Grazioli L., Saini S., 2006).

Подавляется сигнал именно от жировой ткани, а не от внутриклеточных триглицеридов, поэтому последовательность активно применяется для получения изображений в ходе динамического контрастного усиления и выявления подострых кровоизлияний (Lencioni R., Cioni D., Bartolozzi C., 2005).

В то же время имеются и критические взгляды на подобный подход к жироподавлению. Так, Westbrook C. et al. (2011) указывает на проблему,

связанную с влиянием неоднородности магнитного поля на степень подавления МР-сигнала от жировых структур даже в пределах одной томограммы. Кроме того, дополнительные импульсы на требуемой частоте, предваряющие основное сканирование, уменьшают эффективное количество срезов в рамках заданного

TR, увеличивается при этом и общая величина поглощенной энергии телом больного (Schneider G., Grazioli L., Saini S., 2006; Westbrook C., Roth C.K., Talbot J., 2011).

Еще один пример произвольного изменения контраста тканей можно встретить в современных 3D эхо-градиентных последовательностях,

разработанных на основе МР-ангиографических программ, например, VIBE

(Volume Interpolated Breath-hold Examination – получение изотропных изображений на задержке дыхания, акронимы: LAVA, THRIVE, TIGRE). Данная методика позволяет получить томограммы печени c высоким разрешением,

изотропными вокселями и жироподавлением на одной задержке дыхания

(Leyendecker J.R., Brown J.J., Merkle E.M., 2010). Толщина срезов может составлять доли миллиметра, а количество их за одинаковый промежуток времени вдвое превосходит аналогичный показатель стандартной последовательности

FLASH (Dobritz M., Radkow T., Nittka M. et al., 2002). Благодаря этому удается не

40

только детально визуализировать очаговые поражения печени, сосуды органа и окружающие структуры, но и строить многоплоскостные реконструкции на основе MIP и MPR-алгоритмов (Elmaoğlu M., Çelik A., 2012). Ряд специалистов говорит о том, что подобные последовательности следует рассматривать как методики выбора при проведении динамического контрастирования (Robinson P.J.A., Ward J., 2006; Wang C.S., Duan Q., Xue Y.J., 2008; Sandrasegaran K., Lin C., Akisik F.M. et al., 2010). Однако вопросы оптимизации протокола пока еще остаются (Naito K., Ohgoshi Y., Ohkubo M. et al., 2005).

Любое изменение основных параметров импульсных последовательностей будет приводить к сдвигу тканевого контраста. Говоря о дифференциальной диагностике очаговых поражений печени, следует признать, что помимо описанных выше способов сбора и обработки информации наиболее разработана в данном плане методика сравнения интенсивности сигнала от выявленных новообразований на Т2 ВИ с применением короткого (60-80 мс) и длинного (140-

180 мс) TE (Kiryu S., Okada Y., Ohtomo K., 2002; Siegelman E.S., 2005). Считается,

что гемангиомы и кисты сохраняют высокую интенсивность сигнала на изображениях с длинным ТЕ, в то время как метастазы и большинство других солидных узлов снижают свой контраст по отношению к неизмененной паренхиме органа (Siegelman E.S., 2005; Burim C.V., Neto L.P., Torlai F.G. et al., 2008). Bennett G.L. et al. (2000) указывают на высокую чувствительность и специфичность методики в дифференциальной диагностике данных состояний

(96% и 87%, соответственно). Однако та же группа авторов отмечает различные варианты Т2 картины в зависимости от конкретных параметров гистологического строения очагов. Кроме того, высокие цифры эффективности достигаются обычно при анализе дифференциального ряда, состоящего из пары нозологий. Если же количество возможных патологических состояний больше, результаты методики резко снижаются.

Современные работы в данном направлении единичны и нередко указывают на неоднозначные параметры эффективности программы в сравнении с новыми методиками сканирования (Kim Y.H., Saini S., Blake M.A. et al., 2005; Soyer